WO2012069282A1 - Erfassungsvorrichtung zum erfassen eines blutbildparameters - Google Patents

Erfassungsvorrichtung zum erfassen eines blutbildparameters Download PDF

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Friedrich Alexander Universitaet Erlangen Nuernberg
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    • A61B5/14542—Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration or pH-value ; Measuring characteristics of body fluids or tissues, e.g. interstitial fluid or cerebral tissue for measuring blood gases

Definitions

  • Blood component such as sugar in flowing blood through a blood vessel.
  • blood can be taken invasively.
  • the blood-type parameter can then be determined using the withdrawn blood on the basis of standardized test strips whose electrical resistance values are based on the concentration of the blood constituent,
  • the respective electrical resistance can be detected, for example, by using a blood glucose meter which performs a DC resistance measurement to detect an electrical resistance of a test tire.
  • the resistance value can be converted into a blood sugar concentration on the basis of a known relationship between a blood sugar concentration and a heat value.
  • each test strip with calibration data, for example, with a reference resistance value or with a corresponding coding provided, whereby variations of properties of the test strips can be compensated.
  • a disadvantage of invasive procedures is the need for blood sampling and thus injury to a patient.
  • a continuous detection of a concentration of a test strip is the need for blood sampling and thus injury to a patient.
  • Blood component for example, to determine the daily cycle curve, consuming.
  • Food intake and, for example, an increase in blood sugar can not be detected accurately. Further, especially at a low concentration of blood sugar in blood, a timing of insulin delivery to the patient can not be accurately determined.
  • Concentration of substances or a composition of matter in blood can be any substance or a composition of matter in blood.
  • Microwave spectroscopic methods are used. Microwave spectroscopy for the detection of blood-image parameters is based on a coupling of a microwave signal into a blood-perfused tissue and a detection of a frequency-dependent absorption of coupled-in microwave energy.
  • Andreas Caduff et al. "Non-invasive glucose monitoring in patients with Type 1 diabetes: A multi-sensor system combining sensors for dielectric and optical
  • the multi-electrode arrangement for microwave-based determination of a blood picture parameter described.
  • the multi-electrode arrangement comprises a plurality of electrode pairs with
  • Measurement of a blood-type parameter of venous blood is generally more accurate than measurement of blood-type parameter of capillary blood because, for example, blood-sugar changes in capillary blood are delayed from venous blood.
  • Microwave power is not controllable, so that a distinction between capillary and venous blood is not possible. Further, the change in the dielectric constant is performed on the basis of a single-ended measurement which is susceptible to mismatches.
  • the present invention is based on the finding that a blood count parameter
  • Microwave based can then be determined exactly when the microwaves are coupled directly into the blood vessel, so that the blood picture parameter can be determined by the venous blood.
  • a blood vessel this surrounding fatty tissue and a skin layer can be considered as a dielectric waveguide system in which both transversal electric and transversal magnetic waves are capable of propagation.
  • a targeted microwave coupling into the blood vessel for example, several transmitting antennas can be provided on the transmitting side and several receiving antennas can be provided on the receiving side.
  • Antenna combinations for example, those antenna pair comprising a transmitting antenna can be selected to a receiving antenna, which is connected to the lowest coupling losses. The selected antenna pair can then be used for
  • Microwave-based detection of the blood picture parameter are used.
  • the invention relates to a detection device for detecting a blood image parameter of blood in a blood vessel, comprising a transmitter having a number of transmission antennas for transmitting at least one transmission signal, a receiver having a number of reception antennas for receiving at least one reception signal, a processor, which is configured to select a first detection configuration comprising a transmission antenna of the number of transmission antennas and a reception antenna of the number of reception antennas, and a second detection configuration comprising a transmission antenna of the number of transmission antennas and a reception antenna of the number of reception antennas, a loss detector which is formed when selecting the first detection configuration for transmitting a transmission signal, a first
  • the processor being configured to detect the detection configuration with the smaller loss size for detection of the blood picture parameter.
  • the transmission signals are emitted in the direction of the blood vessel.
  • antenna pair comprising a transmitting antenna and a receiving antenna can be selected as the detecting configuration associated with the lowest coupling losses.
  • the coupling losses can be detected, for example, on the basis of a comparison of the aforementioned loss variables, for example absorption lines or attenuations.
  • the transmitter when the first detection configuration is selected, the transmitter is configured to emit the transmission signal by means of the transmission antenna of the first detection configuration, the receiver being configured upon selection of the first detection configuration, the reception signal by means of the reception antenna of the first detection configuration
  • Detection configuration is configured to emit the transmission signal by means of the transmission antenna of the second detection configuration, and wherein the receiver is configured on receiving the second detection configuration to receive the reception signal by means of the receiving antenna of the second detection configuration, and wherein the loss detector is formed, the first loss size on the basis of the transmission signal and the reception signal of the first detection configuration, and the second loss size based on the
  • the processor is configured to compare the first loss size to the second loss size to determine the smaller loss size of the two loss sizes.
  • the detection device comprises a switching matrix, in particular a processor-controllable switching matrix, which is formed in each case an output of a receiving antenna of the number of receiving antennas with the
  • the transmitter comprises a transmission signal generator, wherein an output of the transmission signal generator can be connected by means of a switching matrix, in particular by means of a switching matrix which can be controlled by the processor, to a transmission antenna of the number of transmission antennas.
  • the transmitter is designed to select the first one
  • Detection configuration and selection of the second detection configuration transmission signals of the same frequency in particular a frequency in a frequency range between 1 GHz and 15 GHz, or the same mode or the same wave type, in particular transversely-electrically or transversely-magnetic emit.
  • the transmitter comprises at least two transmit antennas, wherein the receiver comprises at least two receive antennas.
  • Receiving antennas may be dipole antennas or loop antennas or patch antennas.
  • the loss detector comprises a network analyzer, in particular a scalar or a vectorial network analyzer, or a
  • the transmitter is for detecting the blood image parameter
  • the receiver is configured to receive a first receive signal at the first frequency and a second receive signal at the second frequency using the receive antenna of the selected sense configuration.
  • the loss detector is configured to have a first loss size based on the first one
  • the processor is configured to have a first frequency offset of the first loss size relative to a first one
  • the transmitter is for detecting the blood image parameter
  • the receiver is trained, under
  • the processor is configured to determine a first electrical loss quantity based on the first transmit signal and the first receive signal, a second electrical loss size based on the second transmit signal and the second
  • the loss detector is designed to carry out a two-phase measurement for determining the first loss size and the second loss size, in particular to determine a forward transmission factor S 2 i in each case by means of the two-standard measurement.
  • the loss detector is configured to determine the first loss size and the second loss size based on the following formula, respectively:
  • V Veeir-Lluusstt - 1 where Pveriust denotes the respective loss size, and where Sn denotes the input reflection factor and S21 the forward transmission factor.
  • the transmitter is designed to convert the transmit signal as a mode or as a wave type, in particular a transversal electrical (TE) wave or as a transversal magnetic (TM) wave or a transversal electromagnetic wave (TEM) or HE.
  • TE transversal electrical
  • TM transversal magnetic
  • TEM transversal electromagnetic wave
  • HE transversal electromagnetic wave
  • the blood picture parameter is a concentration of a
  • Blood component especially sugar such as glucose, or lactate or lactic acid or oxygen.
  • the invention relates to a method for detecting a
  • the transmission antenna of the number of transmission antennas and a reception antenna of the number of reception antennas are selected by selecting the first detection configuration.
  • Transmitting signal and a reception signal selecting a second detection configuration comprising a transmission antenna of the number of transmission antennas and a reception antenna of the number of reception antennas, when selecting the second detection configuration for
  • Fig. 1 is a block diagram of a detection device
  • Fig. 2 is a block diagram of a detection device
  • Fig. 3 is a model of a cross section of a human forearm
  • Figs. 4A to 4D antennas Fig. 5 electric dipole antenna
  • Fig. 5B a excitation arrangement
  • Fig. 7A shows a loop antenna 601
  • FIG. 7B shows a field device
  • FIG. 8 shows an excitation arrangement
  • FIG. 10 shows an excitation arrangement
  • FIG. 12 is a schematic diagram of a detection device;
  • FIG. 13 shows a frequency shift of an absorption maximum;
  • FIG. 12 is a schematic diagram of a detection device;
  • FIG. 13 shows a frequency shift of an absorption maximum;
  • FIG. 13 shows a frequency shift of an absorption maximum;
  • 17 is a diagram illustrating a relationship between the
  • Fig. 18 is a schematic block diagram of a detection device with a
  • Fig. 19 is a schematic block diagram of a bracelet
  • Fig. 20 is a schematic block diagram of a detail of a bracelet
  • Fig. 21 is a schematic block diagram of a portion of a bracelet; and a schematic block diagram of an arrangement of the electrodes of the detection device.
  • Fig. 1 shows a block diagram of a detection device 100 for detecting a
  • Blood picture parameters such as a concentration of blood sugar.
  • Detection device comprises a transmitter 101, which is formed in the blood vessel 103 shown schematically in Fig. 1 at least one transmission signal, for example a
  • the detection device 100 further comprises a receiver 105, which is designed to receive at least one received signal.
  • the detection device 100 further includes a loss detector 107, which
  • the loss detector 107 is coupled to the transmitter 101 and to the receiver 105.
  • the detection device further comprises a processor 109, which is connected to the
  • Loss detector 107 is coupled.
  • the detection device 100 may optionally include a memory 11 1, which may be accessed by, for example, the processor 109 and optionally the loss detector 107.
  • the transmitter 101 may comprise, for example, one or more transmit antennas for transmitting one or more transmit signals, which may be formed, for example, as dipole antennas or loop antennas or patch antennas.
  • the receiver 105 may include one or more transmit antennas for receiving one or more receive signals.
  • the processor 109 is preferably configured to sequentially select a plurality of detection configurations. Each includes
  • Detection configuration a single transmitting antenna and a single receiving antenna, wherein the transmitting antennas spaced from each other and wherein the receiving antennas may be spaced from each other.
  • the transmitter 101 excites the associated transmit antenna to transmit a transmit signal, the receiver 105 using the respective receive antenna to receive a receive signal.
  • the loss detector 107 may determine an electromagnetic loss quantity such as energy absorption. In the next step, another detection configuration is used to transmit a transmission signal, and another loss quantity is detected. This will be several Detection configurations used in sequence or in any order for coupling a transmission signal into the blood vessel 103, wherein in each detection configuration, a loss size is determined by means of the loss detector 107. For example, the processor 109 may compare the loss sizes and select the detection configuration associated with the lowest loss size. The selected
  • Acquisition configuration is used to acquire the blood-image parameter as described below.
  • FIG. 2 shows a detection device, which is an embodiment of the device shown in FIG.
  • the illustrated detection device 100 may be.
  • the detection device comprises a transmitter 201, which may comprise, for example, a tunable oscillator 202, and a plurality of transmission antennas 203.
  • the detection device further comprises a loss detector 205, which may comprise, for example, a power detector.
  • a receiver 206 is provided with a plurality of receiving antennas 207.
  • An output of the tunable oscillator 202 can be connected, for example, by means of a switching matrix 209 with each antenna input, for example, sequentially or switchably in any order.
  • each output of a receiving antenna is the
  • a plurality of the receiving antennas 207 can be connected to the loss detector 205 by means of a switching matrix 21 1.
  • the switching matrices 209, 21 1 may comprise switches, in particular transistor switches.
  • switching matrix 211 and the switching matrix 209 for example, that pair comprising a transmitting antenna and a receiving antenna can be selected which enables an optimal coupling of a microwave signal into a blood vessel 213 shown schematically in FIG.
  • switching matrices 209 and 21 1 are the switching matrices 209 and 21 1 .
  • the receiving antennas are selected in sequence by means of the switching matrix 21 1, for example, with the receiving antenna 217 for receiving a corresponding received signal, wherein a loss quantity is detected on the basis of the transmitted signal and the received signal.
  • the receive antenna 219 is selected, again based on the transmit signal and one of the Receive antenna 219 received signal received a loss size by means of
  • Loss detector is detected. Thereafter, for example, the reception antenna 221 is selected, wherein on the basis of the transmission signal and a reception signal, a further loss quantity is detected.
  • the receiving antenna 223 is selected, and on the basis of the transmission signal and a reception signal received by the reception antenna 223, a further loss quantity is determined.
  • the switching matrix 209 can select, for example, a further transmitting antenna, wherein the aforementioned steps can be repeated. By comparing the determined loss sizes, for example, the smallest loss size is determined. For example, in the example shown in FIG. 2, it is to be expected that the detection configuration with the transmitting antenna 215 and the receiving antenna 221 has the lowest coupling losses because the antennas 215, 221 are located immediately above the blood vessel and thus coupling one signal into the one Allow blood vessel 213. The selected
  • Acquisition configuration can be used, for example, to record a blood-type parameter.
  • the selection steps described above can be performed in any order. For example, all or some of the receive antennas 207 may be tested for the transmit antenna 215.
  • the transmitting antennas 203 and the receiving antennas 207 may differ in their location and / or in terms of their field component, which is to be excited dominant. It is ensured by the switching matrices 209 and 21 1 that the optimal exciter type, for example loop antenna, electrical dipole antenna, patch antenna or exciter location, can be selected for the respectively selected frequency.
  • the optimal exciter type for example loop antenna, electrical dipole antenna, patch antenna or exciter location
  • the detection device shown in Fig. 2 for example, be integrated in an inflatable bracelet. Between the detection of the loss sizes, which can be done for example by measurements of the control parameters, air can be drained from the bracelet, so that the skin is aerated and no sweat forms.
  • Time interval between the measurements can be variable.
  • the measurements can be carried out, for example, at intervals of 10 minutes. However, as required, more frequent measurements can be made, with the frequency of measurements determined, for example, by the time of ingestion of the meals.
  • the transmitter 101 may according to one embodiment, for example, the blood vessel 103 shown schematically in FIG. 1, couple in a first transmission signal with a first frequency and a second transmission signal with a second frequency.
  • the first transmit signal and the second transmit signal together may result in a wideband signal.
  • the transmitter 101 may be configured to transmit the first transmit signal and the second transmit signal one behind the other, for example by a frequency sweep.
  • the transmitter 101 may have one or more transmit antennas, which may be formed, for example, as dipole antennas or loop antennas or patch antennas.
  • the detection device 100 further comprises the receiver 105, which may be configured to receive a first received signal at the first frequency and a second received signal at the second frequency.
  • the recipient may have one or more
  • the detection device 100 further includes the loss detector 107, which may be coupled and provided to, for example, the transmitter 101 and the receiver 105, a first loss size based on the first transmit signal and the first receive signal, and a second loss size based on the second transmit signal and the second loss signal second
  • the detection device 100 further comprises the processor 109, which is connected to the
  • Loss detector 107 may be coupled and provided, a first frequency shift of the first loss size relative to a first reference loss size and a second
  • the processor 109 may further be configured to determine the blood image parameter based on the two frequency shifts.
  • the detection device 100 may further include the memory 11, which may be accessed by, for example, the processor 109 and optionally the loss detector 107.
  • the memory 11 for example, the first and the second reference loss size or a plurality of reference loss amounts are stored.
  • the reference loss amounts may be, for example, absorptions or absorption lines of a water solution with a
  • Blood component such as blood sugar, act.
  • Frequency shifts detected loss quantities may be frequency shifted absorptions or absorption lines, so that on the basis of the frequency shifts of the
  • Blood picture parameters such as a concentration of blood sugar, can be determined.
  • the detection device 100 illustrated in FIG. 1 or FIG. 2 exploits the knowledge that a blood vessel, a skin layer and an adipose tissue surrounding the blood vessel can be regarded by a human forearm, for example, as a dielectric waveguide system.
  • a human forearm for example, as a dielectric waveguide system.
  • the structure of a human forearm is described, for example, in Netter, F.N., Atlas der Anatomie, Thieme Verlag, 2006.
  • a human forearm is described, for example, in Netter, F.N., Atlas der Anatomie, Thieme Verlag, 2006.
  • Forearm consists of two bones, which are surrounded by a muscle tissue.
  • a muscle tissue Around the muscle tissue are superficial veins, i. Blood vessels, distributed.
  • the bones, the muscle tissue and the veins are covered by a fatty tissue, which is covered by upper layers of skin.
  • the superficial veins are relatively close to the upper ones
  • the transmitter 101 shown in FIG. 1 and the receiver 105 placed on the upper skin layer can be used to, for example, a transversal electrical (TE) in the formed by a blood vessel, an adipose tissue and a skin layer dielectric waveguide system.
  • TE transversal electrical
  • TM transverse magnetic
  • the skin layer and the fatty tissue can be understood as a film waveguide.
  • a microwave measuring head as can be used for the determination of a complex dielectric constant of materials, is used, this can characterize the substance mixture consisting of skin, adipose tissue and veins.
  • the transmitter 101 may be designed to couple the transmission signal in the form of an electromagnetic wave directly into the blood vessel 103.
  • the transmitter 101 and the receiver 105 may each have a plurality of antennas, so that in order to couple the electromagnetic wave into the blood vessel and to decouple an electromagnetic wave from the blood vessel 103, that transmitting antenna and the receiving antenna can be selected which have the lowest
  • FIG. 3A a simplified model of a cross section of a human forearm, e.g. a wrist, as can be used for example for field simulations or for modeling a dielectric waveguide system.
  • the model includes a skin layer 301, a blood vessel 303, and a skin layer 301
  • Blood vessel 303 e.g. a vein, surrounding fatty tissue 305.
  • the model illustrated in Figure 3A forms a dielectric waveguide system comprising the dielectric waveguide illustrated in Figure 3B and the electrical waveguide film shown in Figure 3C.
  • the dielectric waveguide illustrated in FIG. 3B comprises the blood vessel 303 and the surrounding fatty tissue 305.
  • the dielectric waveguide from FIG. 3C comprises the skin layer 301 and the fatty tissue 305.
  • For the skin layer 301 for the fatty tissue 305 and for the blood vessel 303 can each have a different dispersives, ie frequency-dependent behavior of the respective complex dielectric constant.
  • the overhead blood vessel 303 is interpreted as a dielectric waveguide in which, depending on the frequency, different modes or wave types, for example a TE wave, a TM wave, a TEM wave or an HE wave, can be capable of propagation.
  • To the waveguide mechanism in the dielectric waveguide is added another waveguide mechanism in the form of the film waveguide shown in Fig. 3C, which is formed by the upper skin layer 301.
  • a transmitting antenna of the transmitter 101 and a receiving antenna of the receiver 105 can preferably be designed such that they definitely launch microwave power into the blood vessel 303 and decouple it, for example, after a few centimeters.
  • the blood vessel 303 serves as a measuring section and is thus to be seen as a distributed element and no more than a concentrated element.
  • the measurement of the loss quantities is carried out on the basis of a two-meter measurement. It can in particular in a coupling of the detection device to a wrist
  • Primary modes are excited in the dielectric waveguide 3B, so that excitation of film waveguide modes in the film waveguide 3C is avoided, whereby the detection of the blood image parameter can be performed more accurately.
  • it can be considered that different modes can be dominant depending on the selected frequency of a transmission signal.
  • mode types having a concentration of the fields in the blood vessel 303 are preferable to modes in which the fields in the skin layer 301 are concentrated. Due to the dielectric properties of the dielectric waveguide shown in Fig. 3B, it can be seen that for certain types of modes, longitudinal
  • FIGS. 4A to 4D show by way of example a number of antennas, which are referred to as
  • Transmitting antennas i. Pathogens, or can be used as a receiving antennas.
  • the antenna 401 shown in FIG. 4A is referred to as an electric dipole having a first one
  • Antenna section 403 and a second antenna section 405 executed The
  • Antenna sections 403 and 405 are spaced apart from one another and arranged, for example, transversely to a course of a blood vessel 407.
  • An excitation of the antenna 401 can be done by leads 408.
  • An electric dipole arranged in this way can produce, for example, an electric field E tan gentiai which transversely to the course of the blood vessel or to the
  • an antenna 409 is shown, which may be a loop antenna.
  • the loop antenna may have, for example, a quadrangular shape or a round shape.
  • a magnetic field H tan gentiai is excited, which points transversely to the course of the blood vessel 407 or transversely to the blood flow direction. Excitation of the antenna 409 can be done by leads 410.
  • FIG. 4C shows an antenna 41 1 which forms an electric dipole with a first antenna section 413 and a second antenna section 415.
  • Antenna sections 413 and 415 are spaced apart and excited by leads 417 shown in FIG. 4C.
  • the electric dipole formed by the antenna 41 1 is arranged with respect to the course of the blood vessel 407 such that the sections 413 and 415 are arranged parallel to the course of the blood vessel 407.
  • an electric field pointing in the direction of the course of the blood vessel is excited with the field component Eiongitudinai.
  • Fig. 4D shows a loop antenna 419 which may be formed, for example, in the shape of a quadrangular or round frame forming a loop antenna.
  • Frame antenna 419 is excited by means of feed lines 320 and, as shown in FIG. 4D, is arranged with respect to the course of blood vessel 407 or with respect to the blood flow direction such that the magnetic field has a component H
  • the respective frequency range to be measured depends, for example, on which one
  • Spectral lines i. which absorption lines are to be detected. For example, it is possible to observe the characteristic absorption lines of a substance or else an effect which a particular blood constituent has on the absorption lines of water or of one
  • the antennas shown in FIGS. 4A to 4D are either electrical dipoles or magnetic loop antennas.
  • patch antennas can also be used.
  • Electric dipoles dominantly generate an electric field in the axis of the electric dipole. This axis can either, as shown in Fig. 4A, tangentially to the blood vessel 407 or to the blood flow direction, or as shown in Fig. 4C, be aligned in the direction of the blood vessel 407 and in blood flow direction. If primarily a magnetic field is to be generated, then a loop antenna can be used as a pathogen.
  • the magnetic field is also aligned transversely to the blood vessel 407, as illustrated in FIG. 4B.
  • the area vector points in the direction of the blood vessel 407
  • the magnetic field is also aligned in the direction of the blood vessel 407, as shown, for example, in FIG. 4B is shown. From the selection of one of the exciters shown in FIGS. 4A to 4D, the dominant excited mode or mode then results, for example.
  • Fig. 5A shows an electric dipole antenna 501 which can be used as a transmitting antenna or as a receiving antenna.
  • the electric dipole antenna 501 comprises
  • the dipole antenna 501 may be referred to as
  • Transmitter antenna or used as a receiving antenna.
  • FIG. 5B shows an exciter arrangement of a transmitting antenna 509 of a transmitter and a receiving antenna 51 1 of a receiver in the direction of a course of a blood vessel 513 below a skin layer 515.
  • the transmitting antenna 509 and the receiving antenna 51 1 are, for example, electrical dipole antennas according to FIG. 5A.
  • an electric field is generated with a field component in the direction of the course of the blood vessel 513 or in the blood flow direction.
  • Fig. 6A shows an exciter assembly comprising a transmitter antenna 601 of a transmitter and a receiver antenna 603 of a receiver transverse to the direction of propagation of a blood vessel 605, i. transverse to the blood flow direction underlying a skin layer 607.
  • the transmitting antenna 601 and the receiving antenna 603 may each be formed by, for example, the electric dipole antenna shown in FIG. 5A.
  • Fig. 6B the arrangement of
  • Dipole antenna sections 503 and 505 with respect to the blood flow direction shown in more detail.
  • Fig. 7A shows a loop antenna 701 having a circular frame 703 and leads 705 for exciting the circular frame 703.
  • the loop antenna 701 may
  • the circular frame 703 and the leads 705 may be disposed in or on a substrate.
  • Fig. 7B shows an excitation arrangement comprising a transmitting antenna 707 of a transmitter and a receiving antenna 709 of a receiver, which may be formed as loop antennas according to Fig. 7A.
  • the loop antennas 707, 709 are arranged, for example, in such a way that the circular frames 703 are arranged above a blood vessel 71 1, wherein the supply lines 705 extend transversely to the course of the blood vessel 711, ie transversely to the direction of blood flow. demonstrate.
  • a magnetic field is generated on the transmitter side with a component H of the magnetic field which points transversely to the course of the blood vessel 71 1.
  • Fig. 8 shows an excitation arrangement of a transmitting antenna 801 of a transmitter and a
  • the transmitting antenna 801 and the receiving antenna 803 may be, for example, loop antennas having the shape shown in Fig. 7A. They are arranged, for example, in such a way that the circular frames 703 are each arranged above the blood vessel 705 and that the supply lines 705 run parallel to the course of the blood vessel 805 facing away from one another. As a result, a perpendicular to the course of the blood vessel 805 facing magnetic field component H is generated, which points in the direction of a normal of the area defined by the circular frame 803 surface.
  • Fig. 9 shows an excitation arrangement with a transmitting antenna 901 of a transmitter, which has, for example, the shape of a loop antenna shown in Fig. 7A.
  • Transmitting antenna 901 is arranged with respect to a blood vessel 903, for example, such that a normal of the surface defined by frame 703 points in the direction of the course of blood vessel 903. Such an arrangement can be realized, for example, at a bend of the blood vessel 903. This will be one in the direction of the course of the
  • Blood vessel 903 pointing magnetic field component H generates.
  • FIG. 10 shows an excitation arrangement with a transmitting antenna 701, which is for example a loop antenna with the shape shown in FIG. 7A and can be arranged in a substrate 1001, for example plastic substrate.
  • the transmitting antenna 701 is arranged above a blood vessel 1003 such that a normal of the area defined by the circular frame 703 faces in the direction of the course of the blood vessel 1003.
  • a transmitting antenna 1101 which may be a patch antenna with a patch antenna surface 1103 and feed lines 1105.
  • the patch antenna surface 1103 is arranged, for example, above a blood vessel 1107, whereby an electric field with an in the direction of a course of the blood vessel 1107, i. in
  • the loss detector 107 is designed to perform, for example, a scalar or a vectorial measurement or a power measurement.
  • a simple spectroscopic measurement can be carried out in which the magnitude of the measurement parameter S21 is detected.
  • S 2 i I can, for example, by means of the in Fig. 12 shown
  • the detection device comprises a transmitter with a transmit signal generator 1201, which may be a tunable oscillator. An output of the transmission signal generator 1201 is connected to a transmission antenna 1203.
  • the detection device further comprises a receiver with a receiving antenna 1205 whose output is connected to a loss detector 1207.
  • the loss detector may include, for example, a power detector. As shown in Fig. 12 are the
  • the transmitter may have features of the transmitter 101
  • the receiver may have features of the receiver 105
  • the loss detector 1207 may correspond to features of the loss detector 107.
  • the accuracy in determining the loss amounts i. the losses in the waveguide are further increased.
  • the loss sizes may be determined, for example, based on the following formula:
  • P loss 1 -
  • a concentration of blood sugar for example, frequency shifts of absorption lines of a water solution with sugar can be investigated.
  • FIG. 13 shows a frequency shift of an absorption maximum 1401 at a first blood glucose concentration compared to a frequency shift of an absorption maximum 1403 at a second blood glucose concentration higher than that first blood sugar concentration.
  • a transmission of 6 GHz was recorded by way of example as loss size.
  • the frequency shift of the absorption maximum can be used as a measure of a
  • Blood parameters for example, for a blood sugar level, to be construed. By observing frequency shifts in multiple absorbances of a sugar water solution, measurement reliability can be further increased.
  • FIG. 14 shows, by way of example, a broadband transmission behavior of venous blood in a wrist.
  • Curves 1401 and 1403 illustrate different frequency positions of absorption lines at different blood sugar concentrations.
  • the blood picture parameter such as the concentration of blood sugar
  • targeted frequency shifts of the absorptions A, B, C, D, E, F and G are detected.
  • a shift towards higher or lower frequencies depending on the blood sugar level can be observed, for example in a frequency range between 2 GHz and 12 GHz.
  • Fig. 15 exemplifies frequency shifts of the absorbances A, B, C, D, E, F and G shown in Fig. 14 for a 6 mm diameter blood vessel and for a 3.4 mm diameter blood vessel. It can be seen that the absorptions for a sugar level variation
  • the transmitter 101 may be that shown in FIG.
  • Detection device 100 may be configured to inject into the blood vessel 103 shown schematically in FIG. 1 a first transmission signal having a first frequency and a second transmission signal having a second frequency.
  • the transmitter 101 may further be designed to couple the first transmission signal and the second transmission signal sequentially into the blood vessel 103 in succession.
  • the receiver 105 may be configured to receive a first received signal at the first frequency and a second received signal at the second frequency.
  • the loss detector may be provided, a first one
  • the processor may be provided, a
  • the loss detector 107 will determine according to further loss sizes.
  • the processor 109 will determine the relaxation time constant of the hemogram parameter in dependence on the first frequency if the first loss size is greater than the second loss size. Accordingly, the processor 109 will determine the relaxation time constant ( ⁇ ) of the hemogram parameter as a function of the second frequency if the second loss size is greater than the first loss size.
  • a blood image parameter can be determined by detecting the relaxation time constant of a blood component. If the blood-type parameter to be determined is, for example, one
  • Concentration of blood sugar in blood so a relaxation time constant of a sugar-containing water solution is a measure of the concentration of blood sugar, i. for the blood sugar level.
  • the loss detector can be set up to determine the complex dielectric constant ⁇ "for determining the respective loss variable.
  • 16 shows a diagram for illustrating the real dielectric constant ⁇ 'and the complex dielectric constant ⁇ "as a function of the frequency f.
  • the human body is 80% water. Owns water
  • Absorption lines eg at 19 GHz and 50 GHz. Their detuning can be determined and mapped to the sugar content.
  • the detuning of the resonance frequency at ⁇ " is - as illustrated in FIG. 16 - easier to detect than the plateau change of ⁇ '
  • variations in the coupling do not shift the frequency of the maximum of ⁇ ", hence a determination of the sugar concentration from the
  • the processor 109 is designed to determine the relaxation constant T of the blood-type parameter as a function of the frequency with the larger or the maximum loss size. Further, the processor 109 is adapted to the
  • FIG. 17 shows a diagram for illustrating a relationship between the relaxation time constant ( ⁇ ) and the glucose concentration C / mol L "1 in the blood, wherein the region referenced by reference numeral 1701 in FIG.
  • the processor 109 is then configured to determine the frequency at which the imaginary part of the complex dielectric constant ⁇ "is at a maximum, and the
  • Relaxation time constant (T) is determined depending on the specific frequency.
  • the processor 109 uses this particular frequency to determine the blood picture parameter, such as the glucose concentration.
  • FIG. 18 shows a schematic block diagram of a detection device 1800.
  • the detection device 1800 has a bracelet 1801, one attached to the bracelet 1801 Sensor array 1803, a microprocessor 1805, a microwave circuit 1807 for generating the transmission signals and a communication device 1809th
  • the sensor array 1803 has, for example, a microwave sensor, a temperature sensor, and a humidity sensor.
  • microprocessor 1805 is configured like the processor 109 of FIG.
  • the communication device 1809 is configured to provide a communication connection for the detection device 1800 to another communication device 1811
  • the communication device 409 comprises, for example, a Bluetooth interface.
  • the further communication device 1811 is, for example, a
  • Mobile device a smartphone or a GPS-based device.
  • the measurements or detections of blood image parameters can be reproducibly provided by a wristband with a detection device of the aforementioned detection devices when the wristband with the detection device is pressed onto the arm with a predetermined or predetermined contact pressure during the measurements.
  • the bracelet is in addition to the
  • Detecting device equipped with a setting device.
  • the adjusting device is designed such that it can set the predetermined or predetermined contact pressure, at least during the detection of the blood image parameter by the detection device.
  • the bracelet with the detection device and the adjusting device is adapted to be applied to the arm of the patient, in particular in the region of his wrist.
  • the bracelet can adapt to the anatomy of each patient.
  • the blood picture parameters can be continuously monitored.
  • An example of such a blood picture parameter is - as stated above - the blood sugar concentration.
  • the possibility of continuous monitoring of the blood sugar concentration will determine the delay time between the food intake and the
  • Blood sugar increase possible. Furthermore, it is possible to react very quickly to variations in the daily routine of the patient. In particular, in a hypoglycemia or a
  • a bracelet which is a
  • Detecting device for detecting a blood image parameter of blood in a blood vessel of the arm and an adjusting device for setting a predetermined contact pressure of the bracelet on the arm.
  • the detection device may have the features of the aforementioned detection devices.
  • the measurement is performed broadband instead of narrowband.
  • the transmission signals can be coupled into the blood vessel, for example, by means of a frequency sweep or as a partial signal of a broadband transmission signal.
  • the complex dielectric constant and not only its real part can now be evaluated.
  • the determination of the blood image parameter can be performed more accurately. This is preferably by means of a two-standard measurement and not by means of a
  • FIG. 19 shows a block diagram of an embodiment of a bracelet 1900 with a detection device 1901 and a setting device 1903. Die
  • Detector 1901 is configured to detect a blood image parameter of blood in a blood vessel of the arm.
  • An example of the blood-type parameter to be detected is the glucose concentration in the blood.
  • the adjusting device 1903 is for setting a predeterminable contact pressure of
  • the adjusting device 1903 is particularly adapted to the contact pressure of the
  • Detection device 1901 set to the predetermined contact pressure.
  • the bracelet 1900 is designed in particular as an inflatable bracelet 1900.
  • the adjusting device 1903 has in particular an air pump, which is designed to inflate the strap 1900 for setting the predetermined contact pressure.
  • the detection device 1901 comprises in particular electrodes which are set up for coupling at least one high-frequency signal into the blood vessel. The high frequency signal is configured to provide a parameter for detecting the
  • the adjusting device 1903 is in particular designed to set the contact pressure of the electrodes on the arm to the predetermined contact pressure.
  • the adjustment device 1903 may be formed to accommodate the
  • Fig. 20 shows a block diagram of a portion of an embodiment of a bracelet 2000.
  • the bracelet 2000 has a detection device 2001 and a
  • Adjustment device 2003 The detection device 2001 and the adjustment device 2003 are formed at least as the detection device 1901 and the adjustment device 1903 of FIG. Furthermore, the adjusting device 2003 of FIG. 20 has a sensor device 2005 and a control device 2007.
  • the sensor device 2005 is set up to measure a current contact pressure of the wristband 2000 on the arm.
  • the control device 2007 sets the predetermined contact pressure on the arm.
  • 21 shows a block diagram of a detail of another embodiment of a bracelet 2100.
  • the bracelet 2100 has a detection device 2101 and an adjustment device 2103.
  • the adjustment device 2103 has a sensor device 2105, a control device 2107 and an air pump 21 11.
  • the sensor device 2105 measures one current pressure of the bracelet 2100 on the arm.
  • the control device 2107 provides a control signal as a function of the measured actual contact pressure. By means of the control signal provided, the air pump 211 1 is controlled to inflate the bracelet 2100.
  • Fig. 22 is a schematic block diagram of an array 2200 of the electrodes, i. Antennas 2203, 2205 of the detection device for detecting a blood image parameter of blood in a blood vessel of the arm shown
  • the arrangement 2200 shows only two electrodes 2203 and 2205.
  • the arrangement 2200 is in particular part of the detection device and designed, for example, as a plate with exemplary dimensions of 5 cm by 2 cm.
  • the electrodes 2203, 2205 have a footprint of 5mm to 5mm.
  • the distance of the electrodes 2203, 2205 is for example 1 to 2 cm.

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Abstract

Die Erfindung betrifft Erfassungsvorrichtung zum Erfassen eines Blutbildparameters von Blut in einem Blutgefäß, mit einem Sender (101) mit einer Anzahl von Sendeantennen zum Aussenden von zumindest einem Sendesignal, einem Empfänger (105) mit einer Anzahl von Empfangsantennen zum Empfangen von zumindest einem Empfangssignal; einem Prozessor (109), welcher ausgebildet ist, eine erste Erfassungskonfiguration umfassend eine Sendeantenne der Anzahl der Sendeantennen und eine Empfangsantenne der Anzahl der Empfangsantennen (207) auszuwählen, und eine zweite Erfassungskonfiguration umfassend eine Sendeantenne der Anzahl der Sendeantennen (203) und eine Empfangsantenne (207) der Anzahl von Empfangsantennen auszuwählen, einem Verlustdetektor (107), welcher ausgebildet ist, bei Auswahl der ersten Erfassungskonfiguration zum Aussenden eines Sendesignals eine erste Verlustgröße auf der Basis des Sendesignals und eines Empfangssignals zu erfassen, und bei Auswahl der zweiten Erfassungskonfiguration zum Aussenden eines Sendesignals eine zweite Verlustgröße auf der Basis des Sendesignals und eines Empfangssignals zu erfassen zu erfassen, wobei der Prozessor ausgebildet ist, die Erfassungskonfiguration mit der geringeren Verlustgröße zum Erfassen des Blutbildparameters auszuwählen.

Description

ERFASSUNGSVORRICHTUNG ZUM ERFASSEN EINES
BLUTBILDPARAMETERS
Die vorliegende Erfindung betrifft das Gebiet der Erfassung einer Konzentration eines
Blutbestandteiles, beispielsweise Zucker in durch ein Blutgefäß fließendes Blut.
Zur Bestimmung eines Blutbildparameters wie beispielsweise einer Konzentration eines Blutbestandteils kann invasiv Blut entnommen werden. Der Blutbildparameter kann dann unter Verwendung des entnommenen Bluts anhand standardisierter Teststreifen bestimmt werden, deren elektrische Widerstandswerte von der Konzentration des Blutbestandteiles,
beispielsweise Blutzuckers, abhängen. Der jeweilige elektrische Widerstandswert kann beispielsweise unter Verwendung eines Blutzuckermessgerätes, das eine Gleichstrom- Widerstandsmessung zur Erfassung eines elektrischen Widerstandswertes eines Testreifens durchführt, erfasst werden. Der Widerstandswert kann anhand eines an sich bekannten Zusammenhanges zwischen einer Blutzuckerkonzentration und einem Wderstandswert in eine Blutzuckerkonzentration umgerechnet werden. Zur Erzielung einer hohen
Erfassungsgenauigkeit ist jeder Teststreifen mit Kalibrierdaten, beispielsweise mit einem Referenzwiderstandswert oder mit einer entsprechenden Codierung, versehen, wodurch Variationen von Eigenschaften der Teststreifen ausgeglichen werden können. Nachteilig an invasiven Verfahren ist jedoch die Notwendigkeit der Blutentnahme und somit einer Verletzung eines Patienten. Außerdem ist eine kontinuierliche Erfassung einer Konzentration eines
Blutbestandteils, um beispielsweise dessen Tagesgangkurve zu ermitteln, aufwändig. Darüber hinaus kann mittels des invasiven Verfahrens eine Zeitverzögerung zwischen einer
Nahrungsaufnahme und beispielsweise einem Anstieg des Blutzuckers nicht genau erfasst werden. Ferner kann insbesondere bei einer geringen Konzentration des Blutzuckers in Blut ein Zeitpunkt der Insulinabgabe an den Patienten nicht genau bestimmt werden.
Zur nichtinvasiven Bestimmung eines Blutbildparameters wie beispielsweise einer
Stoffkonzentration oder einer Stoffzusammensetzung in Blut können
mikrowellenspektroskopische Verfahren eingesetzt werden. Die Mikrowellenspektroskopie zur Erfassung von Blutbildparametern basiert auf einer Einkopplung eines Mikrowellensignals in ein blutdurchströmtes Gewebe und einer Erfassung einer frequenzabhängigen Absorption eingekoppelter Mikrowellenenergie. In der Druckschrift von Andreas Caduff et al., "Non-invasive glucose monitoring in patients with Type 1 diabetes: A multi-sensor System combining sensors for dielectric and optical
characterization of skin", Biosensors and Bioelectronics 24 (2009) 2778-2784, ist eine
Mehrelektrodenanordnung zur mikrowellenbasierten Bestimmung eines Blutbildparameters beschrieben. Die Mehrelektrodenanordnung umfasst mehrere Elektrodenpaare mit
unterschiedlichen Elektrodenabständen, durch welche unterschiedliche Eindringtiefen von Mikrowellensignalen realisiert werden können. Die Erfassung des Blutbildparameters erfolgt mittels einer Impedanzmessung, also mittels einer Eintormessung, und ist daher fehleranfällig bei etwaigen Impedanzfehlanpassungen. Aufgrund von unterschiedlichen Eindringtiefen ist mitunter keine Unterscheidung zwischen kapillarem und venösem Blut möglich, was die Messergebnisse verfälschen kann. Eine Messung eines Blutbildparameters an venösem Blut ist im Allgemeinen genauer als eine Messung des Blutbildparameters an kapillarem Blut, weil beispielsweise Blutzuckeränderungen in kapillarem Blut verzögert gegenüber venösem Blut sind. In den Druckschriften von Buford Randal Jean et al., "A microwave frequency sensor for noninvasive blood-glucose measurement, SAS 2008 - IEEE Sensors Applications Symposium, Atlanta, GA, February 12 - 14, 2008, and M. McCIung, Calibration methodology for a microwave non-invasive glucose sensor, Master Thesis, Baylor University, Mai 2008, ist eine weitere Elektrodenanordnung zur Bestimmung einer Blutzuckerkonzentration beschrieben. Dabei wird ausgenutzt, dass die dielektrischen Eigenschaften von Blut von einem Blutzuckergehalt abhängen. Durch Anpressen eines Daumens auf den Mikrowellensensor wird eine Änderung der Dielektrizitätszahl des Daumens durch eine Verstimmung eines Resonators gemessen. Durch das Anpressen des Daumes wird jedoch Blut verdrängt, was zu einer Verfälschung der Messergebnisse führen kann. Des Weiteren können die Messungen nicht kontinuierlich durchgeführt werden. Die Auswertung der Messdaten zur Bestimmung des Blutzuckergehalts hängt zudem von dem jeweiligen Patienten ab und ist daher bei anderen Patienten nicht reproduzierbar. Darüber hinaus ist mit diesem Verfahren die Eindringtiefe der
Mikrowellenleistung nicht steuerbar, so dass eine Unterscheidung zwischen kapillarem und venösem Blut nicht möglich ist. Ferner wird die Änderung der Dielektrizitätszahl auf der Basis einer Eintormessung durchgeführt, welche anfällig bezüglich Fehlanpassungen ist.
Es ist daher die Aufgabe der vorliegenden Erfindung, ein genaueres Verfahren zum Erfassen eines Blutbildparameters, beispielsweise einer Konzentration von Blutzucker in Blut, zu schaffen. Diese Aufgabe wird durch die Merkmale der unabhängigen Ansprüche gelöst. Vorteilhafte Weiterbildungsformen sind Gegenstand der abhängigen Ansprüche.
Die vorliegende Erfindung basiert auf der Erkenntnis, dass ein Blutbildparameter
mikrowellenbasiert dann genau bestimmt werden kann, wenn die Mikrowellen direkt in das Blutgefäß eingekoppelt werden, so dass der Blutbildparameter anhand des venösen Bluts bestimmt werden kann.
Hierzu wird die weitere Erkenntnis ausgenutzt, dass ein Blutgefäß, das dieses umgebende Fettgewebe sowie eine Hautschicht als ein dielelektrisches Wellenleitersystem aufgefasst werden können, in dem sowohl transversal-elektrische, als auch transversal-magnetische Wellen ausbreitungsfähig sind. Um eine gezielte Mikrowelleneinkopplung in das Blutgefäß zu realisieren, können beispielsweise sendeseitig mehrere Sendeantennen und empfangsseitig mehrere Empfangsantennen vorgesehen sein. Durch eine Permutation aller
Antennenkombinationen kann beispielsweise dasjenige Antennenpaar umfassend eine Sendeantenne um eine Empfangsantenne ausgewählt werden, das mit den geringsten Einkoppelverlusten verbunden ist. Das ausgewählte Antennenpaar kann dann zur
mikrowellenbasierten Erfassung des Blutbildparameters herangezogen werden.
Gemäß einem Aspekt betrifft die Erfindung eine Erfassungsvorrichtung zum Erfassen eines Blutbildparameters von Blut in einem Blutgefäß, mit einem Sender mit einer Anzahl von Sendeantennen zum Aussenden von zumindest einem Sendesignal, einem Empfänger mit einer Anzahl von Empfangsantennen zum Empfangen von zumindest einem Empfangssignal, einem Prozessor, welcher ausgebildet ist, eine erste Erfassungskonfiguration umfassend eine Sendeantenne der Anzahl der Sendeantennen und eine Empfangsantenne der Anzahl der Empfangsantennen auszuwählen, und eine zweite Erfassungskonfiguration umfassend eine Sendeantenne der Anzahl der Sendeantennen und eine Empfangsantenne der Anzahl von Empfangsantennen auszuwählen, einem Verlustdetektor, welcher ausgebildet ist, bei Auswahl der ersten Erfassungskonfiguration zum Aussenden eines Sendesignals eine erste
Verlustgröße auf der Basis des Sendesignals und eines Empfangssignals zu erfassen, und bei Auswahl der zweiten Erfassungskonfiguration zum Aussenden eines Sendesignals eine zweite Verlustgröße auf der Basis des Sendesignals und eines Empfangssignals zu erfassen, wobei der Prozessor ausgebildet ist, die Erfassungskonfiguration mit der geringeren Verlustgröße zum Erfassen des Blutbildparameters auszuwählen. Bevorzugt werden die Sendesignale in Richtung des Blutgefäßes ausgesendet. Auf der Basis der Empfangssignale, welche empfangene Versionen der Sendesignale sind, sowie auf der Basis der Sendesignale kann beispielsweise dasjenige Antennenpärchen umfassend eine Sendeantenne und eine Empfangsantenne als diejenige Erfassungskonfiguration ausgewählt werden, die mit den geringsten Einkoppelverlusten verbunden ist. Die Einkoppelverluste können beispielsweise auf der Basis eines Vergleichs der vorgenannten Verlustgrößen, beispielsweise Absorptionslinien oder Dämpfungen, erfasst werden.
Gemäß einer Ausführungsform ist der Sender bei Auswahl der ersten Erfassungskonfiguration ausgebildet, das Sendesignal mittels der Sendeantenne der ersten Erfassungskonfiguration auszusenden, wobei der Empfänger bei Auswahl der ersten Erfassungskonfiguration ausgebildet ist, das Empfangssignal mittels der Empfangsantenne der ersten
Erfassungskonfiguration zu empfangen, wobei der Sender bei Auswahl der zweiten
Erfassungskonfiguration ausgebildet ist, das Sendesignal mittels der Sendeantenne der zweiten Erfassungskonfiguration auszusenden, und wobei der Empfänger bei Auswahl der zweiten Erfassungskonfiguration ausgebildet ist, das Empfangssignal mittels der Empfangsantenne der zweiten Erfassungskonfiguration zu empfangen, und wobei der Verlustdetektor ausgebildet ist, die erste Verlustgröße auf der Basis des Sendesignals und des Empfangssignals der ersten Erfassungskonfiguration zu erfassen, und die zweite Verlustgröße auf der Basis des
Sendesignals und des Empfangssignals der zweiten Erfassungskonfiguration zu erfassen.
Gemäß einer Ausführungsform ist der Prozessor ausgebildet, die erste Verlustgröße mit der zweiten Verlustgröße zu vergleichen, um die geringere Verlustgröße der beiden Verlustgrößen zu bestimmen. Gemäß einer Ausführungsform umfasst die Erfassungsvorrichtung eine Schaltmatrix, insbesondere eine durch den Prozessor steuerbare Schaltmatrix, welche ausgebildet ist, jeweils einen Ausgang einer Empfangsantenne der Anzahl der Empfangsantennen mit dem
Verlustdetektor zu verbinden. Gemäß einer Ausführungsform umfasst der Sender einen Sendesignalgenerator, wobei ein Ausgang des Sendesignalgenerators mittels einer Schaltmatrix, insbesondere mittels einer durch den Prozessor steuerbaren Schaltmatrix, mit jeweils einer Sendeantenne der Anzahl der Sendeantennen verbindbar ist. Gemäß einer Ausführungsform ist der Sender ausgebildet, bei Auswahl der ersten
Erfassungskonfiguration und bei Auswahl der zweiten Erfassungskonfiguration Sendesignale gleicher Frequenz, insbesondere einer Frequenz in einem Frequenzbereich zwischen 1 GHz und 15 GHz, oder gleicher Mode oder gleichen Wellentyps, insbesondere transversal-elektrisch oder transversal-magnetisch, auszusenden.
Gemäß einer Ausführungsform umfasst der Sender zumindest zwei Sendeantennen, wobei der Empfänger zumindest zwei Empfangsantennen umfasst. Die Sendeantennen und die
Empfangsantennen können Dipolantennen oder Rahmenantennen oder Patch-Antennen sein. Gemäß einer Ausführungsform umfasst der Verlustdetektor einen Netzwerkanalysator, insbesondere einen skalaren oder einen vektoriellen Netzwerkanalysator, oder einen
Leistungsdetektor.
Gemäß einer Ausführungsform ist der Sender zum Erfassen des Blutbildparameters
ausgebildet, unter Verwendung der Sendeantenne der ausgewählten Erfassungskonfiguration ein erstes Sendesignal mit einer ersten Frequenz und ein zweites Sendesignal mit einer zweiten Frequenz in das Blutgefäß einzukoppeln. Der Empfänger ist ausgebildet, unter Verwendung der Empfangsantenne der ausgewählten Erfassungskonfiguration ein erstes Empfangssignal bei der ersten Frequenz und ein zweites Empfangssignal bei der zweiten Frequenz zu empfangen. Der Verlustdetektor ist ausgebildet, eine erste Verlustgröße auf der Basis des ersten
Sendesignals und des ersten Empfangssignals bei der ersten Frequenz zu bestimmen, und eine zweite Verlustgröße auf der Basis des zweiten Sendesignals und des zweiten
Empfangssignals bei der zweiten Frequenz zu bestimmen. Der Prozessor ist ausgebildet, eine erste Frequenzverschiebung der ersten Verlustgröße relativ zu einer ersten
Referenzverlustgröße zu bestimmen, eine zweite Frequenzverschiebung der zweiten
Verlustgröße relativ zu einer zweiten Referenzverlustgröße zu ermitteln, und den
Blutbildparameter auf der Basis der ersten Frequenzverschiebung und der zweiten
Frequenzverschiebung zu ermitteln. Gemäß einer Ausführungsform ist der Sender zum Erfassen des Blutbildparameters
ausgebildet, unter Verwendung der Sendeantenne der ausgewählten Erfassungskonfiguration ein erstes Sendesignal mit einer ersten Frequenz und eines zweites Sendesignal mit einer zweiten Frequenz in das Blutgefäß einzukoppeln. Der Empfänger ist ausgebildet, unter
Verwendung der Empfangsantenne der ausgewählten Erfassungskonfiguration ein erstes Empfangssignal bei der ersten Frequenz und ein zweites Empfangssignal bei der zweiten
Frequenz zu empfangen. Der Prozessor ist ausgebildet, eine erste elektrische Verlustgröße auf der Basis des ersten Sendesignals und des ersten Empfangssignals zu ermitteln, eine zweite elektrische Verlustgröße auf der Basis des zweiten Sendesignals und des zweiten
Empfangssignals zu ermitteln, eine Relaxationszeitkonstante eines Blutbestandteils in
Abhängigkeit von der Frequenz mit der größeren elektrischen Verlustgröße zu bestimmen, und den Blutbildparameter auf der Basis eines vorbekannten Zusammenhanges zwischen der Relaxationszeitkonstanten und dem Blutbildparameter zu ermitteln.
Gemäß einer Ausführungsform ist der Verlustdetektor ausgebildet, zur Bestimmung der ersten Verlustgröße und der zweiten Verlustgröße eine Zweitormessung durchzuführen, insbesondere mittels der Zweitormessung jeweils einen Vorwärtstransmissionsfaktor S2i zu bestimmen.
Gemäß einer Ausführungsform ist der Verlustdetektor ausgebildet, die erste Verlustgröße und die zweiten Verlustgröße jeweils auf der Basis der folgenden Formel zu bestimmen:
3V Veeir-lluusstt -- 1 wobei Pveriust die jeweilige Verlustgröße bezeichnet, und wobei Sn den Eingangsreflexionsfaktor und S21 den Vorwärtstransmissionsfaktor bezeichnen.
Gemäß einer Ausführungsform ist der Sender ausgebildet, das Sendesignal als eine Mode oder als einen Wellentyp, insbesondere eine transversal-elektrische (TE) Welle oder als eine transversal-magnetische (TM) Welle oder eine transversal-elektromagnetische (TEM) Welle oder eine HE-Welle einzukoppeln, insbesondere longitudinal oder transversal bezüglich eines Verlaufes des Blutgefäßes oder der Richtung des Blutflusses einzukoppeln.
Gemäß einer Ausführungsform ist der Blutbildparameter eine Konzentration eines
Blutbestandteils, insbesondere Zuckers wie Glucose, oder Laktats oder Milchsäure oder Sauerstoffs.
Gemäß einem weiteren Aspekt betrifft die Erfindung ein Verfahren zum Erfassen eines
Blutbildparameters von Blut in einem Blutgefäß unter Verwendung eines Senders mit einer Anzahl von Sendeantennen zum Aussenden von zumindest einem Sendesignal und eines Empfängers mit einer Anzahl von Empfangsantennen zum Empfangen von zumindest einem Empfangssignal, mit Auswählen einer ersten Erfassungskonfiguration umfassend eine
Sendeantenne der Anzahl der Sendeantennen und eine Empfangsantenne der Anzahl von Empfangsantennen auszuwählen, bei Auswahl der ersten Erfassungskonfiguration zum
Aussenden eines Sendesignals, Erfassen einer ersten Verlustgröße auf der Basis des
Sendesignals und eines Empfangssignals, Auswählen einer zweiten Erfassungskonfiguration umfassend eine Sendeantenne der Anzahl der Sendeantennen und eine Empfangsantenne der Anzahl von Empfangsantennen, bei Auswahl der zweiten Erfassungskonfiguration zum
Aussenden eines Sendesignals, Erfassen einer zweite Verlustgröße auf der Basis des
Sendesignals und eines Empfangssignals, und Auswählen die Erfassungskonfiguration mit der geringeren Verlustgröße zum Erfassen des Blutbildparameters.
Weitere Verfahrensschritte ergeben sich unmittelbar aus der Funktionalität der
Erfassungsvorrichtung.
Weitere Ausführungsbeispiele werden Bezug nehmend auf die beiliegenden Figuren erläutert. Es zeigen:
Fig. 1 ein Blockdiagramm einer Erfassungsvorrichtung;
Fig. 2 ein Blockdiagramm einer Erfassungsvorrichtung;
Fig. 3 ein Modell eines Querschnitts eines menschlichen Unterarms;
Fig. 4A bis 4DAntennen; Fig. 5 elektrische Dipolantenne;
Fig. 5B eine Erregeranordnung;
Fig. 6A, 6B Erregeranordnungen;
Fig. 7A eine Schleifenantenne 601 ;
Fig. 7B eine Erregeranordnung; Fig. 8 eine Erregeranordnung;
Fig. 9 eine Erregeranordnung;
Fig. 10 eine Erregeranordnung;
Fig. 11 eine Erregeranordnung;
Fig. 12 ein prinzipielles Schaltbild einer Erfassungsvorrichtung; Fig. 13 eine Frequenzverschiebung eines Absorptionsmaximums;
Fig. 14 Transmissionsverhalten; Fig. 15 Frequenzverschiebungen;
Fig. 16 ein Diagramm zur Illustrierung der reellen Dielektrizitätszahl ε' und der komplexen Dielektrizitätszahl ε" in Abhängigkeit der Frequenz;
Fig. 17 ein Diagramm zur Illustrierung eines Zusammenhangs zwischen der
Relaxationszeitkonstanten (τ) und der Glucosekonzentration im Blut;
Fig. 18 ein schematisches Blockdiagramm einer Erfassungsvorrichtung mit einer
Kommunikationsvorrichtung; Fig. 19 ein schematisches Blockdiagramm eines Armbandes;
Fig. 20 ein schematisches Blockdiagramm eines Ausschnittes eines Armbandes;
Fig. 21 ein schematisches Blockdiagramm eines Ausschnittes Armbandes; und ein schematisches Blockdiagramm einer Anordnung der Elektroden der Erfassungsvorrichtung. Fig. 1 zeigt ein Blockdiagramm einer Erfassungsvorrichtung 100 zum Erfassen eines
Blutbildparameters wie beispielsweise einer Konzentration von Blutzucker. Die
Erfassungsvorrichtung umfasst einen Sender 101 , welcher ausgebildet ist, in das in Fig. 1 schematisch dargestellte Blutgefäß 103 zumindest ein Sendesignal, beispielsweise ein
Mikrowellensignal, einzukoppeln.
Die Erfassungsvorrichtung 100 umfasst ferner einen Empfänger 105, welcher ausgebildet ist, zumindest ein Empfangssignal zu empfangen.
Die Erfassungsvorrichtung 100 umfasst ferner einen Verlustdetektor 107, welcher
beispielsweise einen Leistungsdetektor umfassen kann. Der Verlustdetektor 107 ist mit dem Sender 101 und mit dem Empfänger 105 gekoppelt.
Die Erfassungsvorrichtung umfasst ferner einen Prozessor 109, welcher mit dem
Verlustdetektor 107 gekoppelt ist.
Die Erfassungsvorrichtung 100 kann optional einen Speicher 11 1 aufweisen, auf weichen beispielsweise der Prozessor 109 und optional der Verlustdetektor 107 zugreifen können.
Der Sender 101 kann beispielsweise eine oder mehrere Sendeantennen zum Aussenden von einem oder mehreren Sendesignalen aufweisen, welche beispielsweise als Dipolantennen oder Rahmenantennen oder Patch-Antennen ausgebildet sein können. In Analogie hierzu kann der Empfänger 105 eine oder mehrere Sendeantennen zum Empfangen von einem oder mehreren Empfangssignalen aufweisen. Der Prozessor 109 ist bevorzugt ausgebildet, eine Mehrzahl von Erfassungskonfigurationen nacheinander auszuwählen. Dabei umfasst jede
Erfassungskonfiguration eine einzige Sendeantenne und eine einzige Empfangsantenne, wobei die Sendeantennen voneinander beabstandet und wobei die Empfangsantennen voneinander beabstandet sein können. Bei Auswahl einer Erfassungskonfiguration erregt der Sender 101 die dazu gehörige Sendeantenne zum Aussenden eines Sendesignals, wobei der Empfänger 105 die jeweilige Empfangsantenne verwendet, um ein Empfangssignal zu empfangen.
Auf der Basis des Sendesignals und des Empfangssignals kann der Verlustdetektor 107 beispielsweise eine elektromagnetische Verlustgröße wie Energieabsorption bestimmen. Im nächsten Schritt wird eine weitere Erfassungskonfiguration zum Aussenden eines Sendesignals verwendet und es wird eine weitere Verlustgröße erfasst. Auf diese Weise werden mehrere Erfassungskonfigurationen der Reihe nach oder in beliebiger Reihenfolge zum Einkoppeln eines Sendesignals in das Blutgefäß 103 verwendet, wobei bei jeder Erfassungskonfiguration eine Verlustgröße mittels des Verlustdetektors 107 bestimmt wird. Der Prozessor 109 kann die Verlustgrößen beispielsweise vergleichen und diejenige Erfassungskonfiguration auswählen, welche mit der geringsten Verlustgröße verbunden ist. Die ausgewählte
Erfassungskonfiguration wird zum Erfassen des Blutbildparameters, wie es nachfolgend beschrieben ist, verwendet.
Fig. 2 zeigt eine Erfassungsvorrichtung, welche eine Ausführungsform der in Fig. 1
dargestellten Erfassungsvorrichtung 100 sein kann. Die Erfassungsvorrichtung umfasst einen Sender 201 , der beispielsweise einen durchstimmbaren Oszillator 202 aufweisen kann, sowie eine Mehrzahl von Sendeantennen 203. Die Erfassungsvorrichtung umfasst ferner einen Verlustdetektor 205, welcher beispielsweise einen Leistungsdetektor aufweisen kann. Ferner ist ein Empfänger 206 mit einer Mehrzahl von Empfangsantennen 207 vorgesehen. Ein Ausgang des durchstimmbaren Oszillators 202 ist beispielsweise mittels einer Schaltmatrix 209 mit jedem Antenneneingang beispielsweise der Reihe nach oder in beliebiger Reihenfolge schaltbar verbindbar. In Analogie hierzu ist jeder Ausgang einer Empfangsantenne der
Mehrzahl der Empfangsantennen 207 mittels einer Schaltmatrix 21 1 mit dem Verlustdetektor 205 verbindbar.
Die Schaltmatrizen 209, 21 1 können Schalter, insbesondere Transistorschalter, aufweisen.
Mittels der Schaltmatrix 211 sowie der Schaltmatrix 209 kann beispielsweise dasjenige Paar umfassend eine Sendeantenne und eine Empfangsantenne ausgewählt werden, das eine optimale Einkopplung eines Mikrowellensignals in ein in Fig. 2 schematisch dargestelltes Blutgefäß 213 ermöglicht. Mittels der Schaltmatrizen 209 und 21 1 werden die
Antennenpaareder Reihe nach ausgewählt beginnend beispielsweise mit einer ersten
Sendeantenne 215, mittels welcher ein Sendesignal ausgesendet wird. Empfangsseitig werden mittels der Schaltmatrix 21 1 der Reihe nach die Empfangsantennen beginnend beispielsweise mit der Empfangsantenne 217 zum Empfang eines entsprechenden Empfangssignals ausgewählt, wobei auf der Basis des Sendesignals und des Empfangssignals eine Verlustgröße erfasst wird. Im nächsten Schritt wird beispielsweise die Empfangsantenne 219 ausgewählt, wobei wiederum auf der Basis des Sendesignals und eines durch die Empfangsantenne 219 empfangenen Empfangssignals eine Verlustgröße mittels des
Verlustdetektors erfasst wird. Danach wird beispielsweise die Empfangsantenne 221 ausgewählt, wobei auf der Basis des Sendesignals und eines Empfangssignals eine weitere Verlustgröße erfasst wird. Im nächsten Schritt wird die Empfangsantenne 223 ausgewählt und es wird auf der Basis des Sendesignals sowie eines durch die Empfangsantenne 223 empfangenen Empfangssignals eine weitere Verlustgröße bestimmt. Im nächsten Schritt kann die Schaltmatrix 209 beispielsweise eine weitere Sendeantenne auswählen, wobei die vorgenannten Schritte wiederholt werden können. Durch einen Vergleich der ermittelten Verlustgrößen wird beispielsweise die kleinste Verlustgröße ermittelt. In dem in Fig. 2 dargestellten Beispiel ist beispielsweise zu erwarten, dass die Erfassungskonfiguration mit der Sendeantenne 215 und der Empfangsantenne 221 mit den geringsten Einkoppelverlusten behaftet ist, weil die Antennen 215, 221 unmittelbar oberhalb des Blutgefäßes liegen und somit eine Einkopplung eines Signals in das Blutgefäß 213 ermöglichen. Die ausgewählte
Erfassungskonfiguration kann beispielsweise zur Erfassung eines Blutbildparameters herangezogen werden. Die vorstehend beschriebenen Auswahlschritte können in beliebiger Reihenfolge durchgeführt werden. So können beispielsweise für die Sendeantenne 215 alle oder einige der Empfangsantennen 207 getestet werden.
Die Sendeantennen 203 bzw. die Empfangsantennen 207 können sich hinsichtlich ihres Ortes und/oder hinsichtlich ihrer Feldkomponente, welche dominant angeregt werden soll, unterscheiden. Durch die Schaltmatrizen 209 und 21 1 ist dabei gewährleistet, dass für die jeweils gewählte Frequenz der optimale Erregertyp, beispielsweise Schleifenanenne, elektrische Dipolantenne, Patch-Antenne oder Erregerort, ausgewählt werden kann.
Die in Fig. 2 dargestellte Erfassungsvorrichtung kann beispielsweise in einem aufpumpbaren Armband integriert sein. Zwischen den Erfassungen der Verlustgrößen, welche beispielsweise durch Messungen der Steuerparameter erfolgen können, kann Luft aus dem Armband abgelassen werden, so dass die Haut belüftet wird und sich kein Schweiß bildet. Ein
Zeitabstand zwischen den Messungen kann dabei variabel erfolgen. Die Messungen können beispielsweise in Abständen von 10 Minuten durchgeführt werden. Je nach Bedarf können jedoch häufigere Messungen durchgeführt werden, wobei die Häufigkeit der Messungen beispielsweise durch die Zeitpunkte der Einnahme der Mahlzeiten bestimmt sein kann.
Da insbesondere in den Pausen zwischen den Messungen die auf der Haut liegenden Sendebzw. Empfangsantennen, welche jeweils durch eine Elektrodenplatte gebildet sein können, verrutschen können, kann durch die in Fig. 2 dargestellte Auswahl mehrerer Erreger sichergestellt werden, dass ein Erreger ausgewählt wird, welcher über dem Blutgefäß 213 liegt. Mittels der jeweiligen Umschaltmatrix 209 und 21 1 kann somit derjenige Erreger ausgewählt werden, welcher ein Maximum einer Einkopplung von Mikrowellenenergie in das Blutgefäß 213 ermöglicht.
Im folgenden wird die Bestimmung des Blutbildparameters beispielhaft anhand der in Fig. 1 dargestellten Erfassungsvorrichtung 100 beschrieben. Die nachfolgenden Ausführungen gelten jedoch analog auch für die in Fig. 2 dargestellte Erfassungsvorrichtung. Zum Bestimmen des Blutbildparameters kann der Sender 101 gemäß einer Ausführungsform beispielweise das in Fig. 1 schematisch dargestellte Blutgefäß 103 ein erstes Sendesignal mit einer ersten Frequenz und ein zweites Sendesignal mit einer zweiten Frequenz einzukoppeln. Das erste Sendesignal und das zweite Sendesignal können beispielsweise gemeinsam ein Breitbandsignal ergeben. Der Sender 101 kann ausgebildet sein, das erste Sendesignal und das zweite Sendesignal hintereinander, beispielsweise durch einen Frequenz-Sweep, auszusenden. Hierzu kann der Sender 101 eine oder mehrere Sendeantennen, welche beispielsweise als Dipolantennen oder Rahmenantennen oder Patch-Antennen ausgebildet sein können, aufweisen. Die Erfassungsvorrichtung 100 umfasst ferner den Empfänger 105, welcher ausgebildet sein kann, ein erstes Empfangssignal bei der ersten Frequenz und ein zweites Empfangssignal bei der zweiten Frequenz zu empfangen. Hierzu kann der Empfänger eine oder mehrere
Empfangsantennen aufweisen. Die Erfassungsvorrichtung 100 umfasst ferner den Verlustdetektor 107, welcher beispielsweise mit dem Sender 101 und dem Empfänger 105 gekoppelt und vorgesehen sein kann, eine erste Verlustgröße auf der Basis des ersten Sendesignals und des ersten Empfangssignals sowie eine zweite Verlustgröße auf der Basis des zweiten Sendesignals und des zweiten
Empfangssignals zu bestimmen.
Die Erfassungsvorrichtung 100 umfasst ferner den Prozessor 109, welcher mit dem
Verlustdetektor 107 gekoppelt und vorgesehen sein kann, eine erste Frequenzverschiebung der ersten Verlustgröße relativ zu einer ersten Referenzverlustgröße und eine zweite
Frequenzverschiebung der zweiten Verlustgröße relativ zu einer zweiten Referenzverlustgröße zu bestimmen. Der Prozessor 109 kann ferner ausgebildet sein, den Blutbildparameter auf der Basis der beiden Frequenzverschiebungen zu bestimmen.
Die Erfassungsvorrichtung 100 kann ferner den Speicher 1 11 aufweisen, auf weichen beispielsweise der Prozessor 109 und optional der Verlustdetektor 107 zugreifen können. In dem Speicher 11 1 sind beispielsweise die erste und die zweite Referenzverlustgröße oder eine Mehrzahl von Referenzverlustgrößen abgelegt. Bei den Referenzverlustgrößen kann es sich beispielsweise um Absorptionen oder Absorptionslinien einer Wasserlösung mit einem
Blutbestandteil, beispielsweise Blutzucker, handeln. Die auf der Basis der
Frequenzverschiebungen erfassten Verlustgrößen können frequenzverschobene Absorptionen oder Absorptionslinien sein, so dass auf der Basis der Frequenzverschiebungen der
Blutbildparameter, wie beispielsweise eine Konzentration von Blutzucker, ermittelt werden kann.
Die in Fig. 1 oder in Fig. 2 dargestellte Erfassungsvorrichtung 100 nutzt die Erkenntnis aus, dass ein Blutgefäß, eine Hautschicht sowie ein das Blutgefäß umgebendes Fettgewebe von beispielsweise einem menschlichen Unterarms als ein dielektrisches Wellenleitersystem aufgefasst werden können. Der Aufbau eines menschlichen Unterarms ist beispielsweise in Netter, F. N., Atlas der Anatomie, Thieme Verlag, 2006, beschrieben. Ein menschlicher
Unterarm besteht aus zwei Knochen, welche von einem Muskelgewebe umgeben sind. Um das Muskelgewebe herum sind oberflächliche Venen, d.h. Blutgefäße, verteilt. Die Knochen, das Muskelgewebe sowie die Venen sind durch ein Fettgewebe ummantelt, welches durch obere Hautschichten bedeckt ist. Die oberflächlichen Venen sind relativ nahe an den oberen
Hautschichten angeordnet und von diesen durch das Fettgewebe separiert. Werden
beispielsweise der in Fig. 1 dargestellte Sender 101 und der Empfänger 105 auf die obere Hautschicht aufgelegt, so kann der Sender 101 dazu eingesetzt werden, in das durch ein Blutgefäß, ein Fettgewebe sowie eine Hautschicht gebildete dielektrische Wellenleitersystem beispielsweise eine transversal-elektrische (TE) Welle oder eine transversal-magnetische (TM) Welle einzukoppeln. Dabei kann die Hautschicht sowie das Fettgewebe als ein Filmwellenleiter verstanden werden. Wird beispielsweise ein Mikrowellenmesskopf, wie er für die Bestimmung einer komplexen Dielektrizitätszahl von Materialien benutzt werden kann, verwendet, so kann dadurch das Stoffgemisch bestehend aus Haut, Fettgewebe und Venen charakterisiert werden. Um einen Blutbildparameter zu erfassen, ist es vorteilhaft, im Wesentlichen nur das venöse Blut zu erfassen. Hierzu kann der Sender 101 ausgebildet sein, das Sendesignal in der Gestalt einer elektromagnetischen Welle direkt in das Blutgefäß 103 einzukoppeln. Der Sender 101 sowie der Empfänger 105 können jeweils eine Mehrzahl von Antennen aufweisen, so dass zur Einkopplung der elektromagnetischen Welle in das Blutgefäß und zur Auskopplung einer elektromagnetischen Welle aus dem Blutgefäß 103 jeweils diejenige Sendeantenne und diejenige Empfangsantenne ausgewählt werden können, welche mit den geringsten
Koppelverlusten verbunden sind.
In den Figuren 3A bis 3C ist ein vereinfachtes Modell eines Querschnitts eines menschlichen Unterarms, z.B. eines Handgelenks, wie es beispielsweise für Feldsimulationen bzw. zur Modellierung eines dielektrischen Wellenleitersystems benutzt werden kann. Wie in Fig. 3A dargestellt, umfasst das Modell eine Hautschicht 301 , ein Blutgefäß 303 sowie ein das
Blutgefäß 303, z.B. eine Vene, umgebendes Fettgewebe 305. Das in Fig. 3A dargestellte Modell bildet ein dielektrisches Wellenleitersystem umfassend den in Fig. 3B dargestellten dielektrischen Wellenleiter sowie den in Fig. 3C dargestellten elektrischen Filmwellenleiter.
Der in Fig. 3B dargestellte dielektrische Wellenleiter umfasst das Blutgefäß 303 sowie das dieses umgebende Fettgewebe 305. Der dielektrische Filmwellenleiter aus Fig. 3C umfasst hingegen die Hautschicht 301 sowie das Fettgewebe 305. Für die Hautschicht 301 , für das Fettgewebe 305 sowie für das Blutgefäß 303 kann jeweils ein unterschiedliches dispersives, d.h. frequenzabhängiges, Verhalten der jeweiligen komplexen Dielektrizitätszahl angesetzt werden. Das oben liegende Blutgefäß 303 wird dabei als ein dielektrischer Wellenleiter interpretiert, in dem je nach Frequenz verschiedene Moden bzw. Wellentypen, beispielsweise eine TE-Welle, eine TM-Welle, eine TEM-Welle oder eine HE-Welle, ausbreitungsfähig sein können. Zu dem Wellenleitermechanismus in dem dielektrischen Wellenleiter kommt ein weiterer Wellenleitermechanismus in der Gestalt des in Fig. 3C dargestellten Filmwellenleiters hinzu, der durch die obere Hautschicht 301 gebildet wird.
Eine Sendeantenne des Senders 101 sowie eine Empfangsantenne des Empfängers 105 können bevorzugt derart ausgestaltet sein, dass sie dezidiert Mikrowellenleistung in das Blutgefäß 303 einkoppeln und diese beispielsweise nach einigen Zentimetern wieder auskoppeln. Das Blutgefäß 303 dient dabei als eine Messstrecke und ist somit als ein verteiltes Element und nicht mehr als ein konzentriertes Element zu sehen. Bevorzugt wird die Messung der Verlustgrößen auf der Basis einer Zweitormessung durchgeführt. Dabei können insbesondere bei einer Ankopplung der Erfassungsvorrichtung an ein Handgelenk
Primärmoden in dem dielektrischen Wellenleiter 3B angeregt werden, so dass eine Anregung von Filmwellenleitermoden in dem Filmwellenleiter 3C vermieden wird, wodurch die Erfassung des Blutbildparameters genauer durchgeführt werden kann. Um Primärmoden im dielektrischen Wellenleitersystem anzuregen, kann berücksichtigt werden, dass je nach gewählter Frequenz eines Sendesignals unterschiedliche Moden dominant sein können. Bevorzugt sind Modentypen, die eine Konzentration der Felder in dem Blutgefäß 303 aufweisen, solchen Moden vorzuziehen, bei denen die Felder in der Hautschicht 301 konzentriert sind. Aufgrund der dielektrischen Eigenschaften des in Fig. 3B dargestellten dielektrischen Wellenleiters zeigt sich, dass für bestimmte Modentypen longitudinale
Komponenten E|0ngitudinai, H|0ngitudinai in Ausbreitungsrichtung, d.h. in Richtung eines
Blutgefäßverlaufs, stärker als die transversalen Komponenten Etransversai, Htransversai, d.h. quer zum Blutgefäßverlauf, sind. Bevorzugt werden daher in dem zu erfassenden Frequenzbereich diejenigen Moden angeregt, welche eine maximale Einkopplung der Mikrowellenleistung in das Blutgefäß 303 ermöglichen.
In den Figuren 4A bis 4D sind beispielhaft einige Antennen dargestellt, welche als
Sendeantennen, d.h. Erreger, oder auch als Empfangsantennen eingesetzt werden können. Die in Fig. 4A dargestellte Antenne 401 ist als ein elektrischer Dipol mit einem ersten
Antennenabschnitt 403 und einem zweiten Antennenabschnitt 405 ausgeführt Die
Antennenabschnitte 403 und 405 sind voneinander beabstandet und beispielsweise quer zu einem Verlauf eines Blutgefäßes 407 angeordnet. Eine Anregung der Antenne 401 kann durch Zuleitungen 408 erfolgen. Ein derart angeordneter elektrischer Dipol kann beispielsweise ein elektrisches Feld Etangentiai erzeugen, das quer zum Verlauf des Blutgefäßes bzw. zur
Blutflussrichtung zeigt.
In Fig. 4B ist eine Antenne 409 dargestellt, welche eine Rahmenantenne sein kann. Die Rahmenantenne kann beispielsweise eine Viereckform oder eine runde Form aufweisen. Bei der in Fig. 4B dargestellten Anordnung der Rahmenantenne 409 bezüglich des Blutgefäßes 407 wird beispielsweise ein magnetisches Feld Htangentiai angeregt, das quer zum Verlauf des Blutgefäßes 407 bzw. quer zur Blutflussrichtung zeigt. Eine Anregung der Antenne 409 kann durch Zuleitungen 410 erfolgen. In Fig. 4C ist eine Antenne 41 1 dargestellt, welche einen elektrischen Dipol mit einem ersten Antennenabschnitt 413 und einem zweiten Antennenabschnitt 415 bildet. Die
Antennenabschnitte 413 und 415 sind voneinander beabstandet und werden mittels der in Fig. 4C dargestellten Zuleitungen 417 angeregt. Der durch die Antenne 41 1 gebildete elektrische Dipol ist derart bezüglich des Verlaufs des Blutgefäßes 407 angeordnet, dass die Abschnitte 413 und 415 parallel zum Verlauf des Blutgefäßes 407 angeordnet sind. Dadurch wird ein in Richtung des Verlaufs des Blutgefäßes weisendes elektrisches Feld mit der Feldkomponente Eiongitudinai angeregt.
Fig. 4D zeigt eine Rahmenantenne 419, welche beispielsweise in der Gestalt eines viereckigen oder runden Rahmens, welcher eine Schleifenantenne bildet, gebildet sein kann. Die
Rahmenantenne 419 wird mittels Zuleitungen 320 angeregt und ist wie es in Fig. 4D dargestellt ist, bezüglich des Verlaufs des Blutgefäßes 407 bzw. bezüglich der Blutflussrichtung derart angeordnet, dass das magnetische Feld eine in Richtung des Verlaufs des Blutgefäßes 407 weisende Komponente H|0ngitudinai aufweist.
Der jeweils zu messende Frequenzbereich richtet sich beispielsweise danach, welche
Spektrallinien, d.h. welche Absorptionslinien, zu erfassen sind. Es können beispielsweise die charakteristischen Absorptionslinien eines Stoffes oder auch ein Effekt beobachtet werden, den ein bestimmter Blutbestandteil auf die Absorptionslinien von Wasser bzw. von einer
Wasserlösung mit einer Konzentration des Blutbestandteils aufweist.
Bei den in den Figuren 4A bis 4D dargestellten Antennen handelt es sich entweder um elektrische Dipole oder um magnetische Rahmenantennen. Darüber hinaus können auch Patch-Antennen eingesetzt werden. Elektrische Dipole erzeugen dominant ein elektrisches Feld in der Achse des elektrischen Dipols. Diese Achse kann entweder, wie es in Fig. 4A dargestellt ist, tangential zum Blutgefäß 407 bzw. zur Blutflussrichtung, oder wie es in Fig. 4C dargestellt ist, in Richtung des Blutgefäßes 407 bzw. in Blutflussrichtung ausgerichtet sein. Falls primär ein magnetisches Feld erzeugt werden soll, so kann eine Rahmenantenne als Erreger eingesetzt werden. Ist ein Flächenvektor auf der von dem die Rahmenantenne bildenden Rahmen aufgespannten Fläche quer zu dem Blutgefäß 407 bzw. quer zur Blutflussrichtung ausgerichtet, so ist auch das magnetische Feld quer zu dem Blutgefäß 407 ausgerichtet, wie es in Fig. 4B dargestellt ist. Zeigt der Flächenvektor hingegen in Richtung des Blutgefäßes 407, so ist auch das Magnetfeld in Richtung des Blutgefäßes 407 ausgerichtet, wie es beispielsweise in Fig. 4B dargestellt ist. Aus der Wahl eines der in den Figuren 4A bis 4D dargestellten Erregers ergibt sich dann beispielsweise die dominant angeregte Mode bzw. Wellentyp.
Fig. 5A zeigt eine elektrische Dipolantenne 501 , welche als eine Sendeantenne oder als eine Empfangsantenne eingesetzt werden kann. Die elektrische Dipolantenne 501 umfasst
Dipolantennenabschnitte 503 und 505, welche in oder auf einem Substrat 508 angeordnet sind und mittels Zuleitungen 507 angeregt werden können. Die Dipolantenne 501 kann als
Sendeantenne oder als Empfangsantenne eingesetzt werden.
Fig. 5B zeigt eine Erregeranordnung einer Sendeantenne 509 eines Senders und einer Empfangsantenne 51 1 eines Empfängers in Richtung eines Verlaufs eines Blutgefässes 513 unterhalb einer Hautschicht 515. Die Sendeantenne 509 und die Empfangsantenne 51 1 sind beispielsweise elektrische Dipolantennen gemäß Fig. 5A. Bei der in Fig. 5B dargestellten Anordnung wird ein elektrisches Feld mit einer Feldkomponente in Richtung des Verlaufs des Blutgefässes 513, bzw. in Blutflussrichtung erzeugt.
Fig. 6A zeigt eine Erregeranordnung umfassend eine Sendeantenne 601 eines Senders und eine Empfangsantenne 603 eines Empfängers quer zur Ausbreitungsrichtung eines Blutgefäßes 605, d.h. quer zur Blutflussrichtung, das unter einer Hautschicht 607 liegt. Die Sendeantenne 601 und die Empfangsantenne 603 können jeweils beispielsweise durch die in Fig. 5A dargestellte elektrische Dipolantenne gebildet sein. In Fig. 6B ist die Anordnung der
Dipolantennenabschnitte 503 und 505 bezüglich der Blutflussrichtung detaillierter dargestellt.
Fig. 7A zeigt eine Schleifenantenne 701 mit einem kreisförmigen Rahmen 703 und Zuleitungen 705 zum Anregen des kreisförmigen Rahmens 703. Die Schleifenantenne 701 kann
beispielsweise als eine Sendeantenne oder als eine Empfangsantenne eingesetzt werden. Der kreisförmigen Rahmen 703 sowie die Zuleitungen 705 können in oder auf einem Substrat angeordnet werden.
Fig. 7B zeigt eine Erregeranordnung mit einer Sendeantenne 707 eines Senders und einer Empfangsantenne 709 eines Empfängers, welche als Schleifenantennen gemäß Fig. 7A gebildet sein können. Die Schleifenantennen 707, 709 sind beispielsweise derart angeordnet, dass die kreisförmigen Rahmen 703 oberhalb eines Blutgefäßes 71 1 angeordnet sind, wobei die Zuleitungen 705 quer zum Verlauf des Blutgefäßes 711 , d.h. quer zur Blutflussrichtung, zeigen. Dadurch wird senderseitig ein Magnetfeld mit einer quer zum Verlauf des Blutgefäßes 71 1 weisenden Komponente H des Magnetfeldes erzeugt.
Fig. 8 zeigt eine Erregeranordnung einer Sendeantenne 801 eines Senders und einer
Empfangantenne 803 eines Empfängers bezüglich eines Blutgefässes 805. Die Sendeantenne 801 und die Empfangsantenne 803 können beispielsweise Schleifenantennen mit der in Fig. 7A dargestellten Form sein. Sie sind beispielsweise derart angeordnet, dass die kreisrunden Rahmen 703 jeweils oberhalb des Blutgefässes 705 angeordnet sind und dass die Zuleitungen 705 voneinander weisend parallel zum Verlauf des Blutgefäßes 805 verlaufen. Dadurch wird eine senkrecht zum Verlauf des Blutgefäßes 805 weisende magnetische Feldkomponente H erzeugt, welche in Richtung einer Normalen der durch den kreisrunden Rahmen 803 aufgespannten Fläche zeigt.
Fig. 9 zeigt eine Erregeranordnung mit einer Sendeantenne 901 eines Senders, welche beispielsweise die in Fig. 7A dargestellte Form einer Schleifenantenne aufweist. Die
Sendeantenne 901 ist bezüglich eines Blutgefässes 903 beispielsweise derart angeordnet, dass eine Normale der durch den Rahmen 703 aufgespannten Fläche in Richtung des Verlaufes des Blutgefäßes 903 zeigt. Eine derartige Anordnung kann beispielsweise bei einem Knick des Blutgefäßes 903 realisiert werden. Dadurch wird eine in Richtung des Verlaufes des
Blutgefäßes 903 weisende magnetische Feldkomponente H erzeugt.
Fig. 10 zeigt eine Erregeranordnung mit einer Sendeantenne 701 , welche beispielsweise eine Schleifenantenne mit der in Fig. 7A dargestellten Form ist und in einem Substrat 1001 , beispielsweise Kunststoff Substrat, angeordnet sein kann. Die Sendeantenne 701 ist oberhalb eines Blutgefässes 1003 derart angeordnet, dass eine Normale der durch den kreisförmigen Rahmen 703 aufgespannten Fläche in Richtung des Verlaufes des Blutgefäßes 1003 zeigt.
Dadurch wird ein magnetisches Feld mit einer in Richtung des Verlaufes des Blutgefäßes 1003, d.h. in Blutflussrichtung, weisenden Feldkomponente H erzeugt.
Fig. 1 1 zeigt eine Erregeranordnung mit einer Sendeantenne 1101 , welche eine Patch-Antenne mit einer Patch-Antennenfläche 1103 und Zuleitungen 1105 sein kann. Die Patch- Antennenfläche 1103 ist beispielsweise oberhalb eines Blutgefäßes 1107 angeordnet, wodurch ein elektrisches Feld mit einer in Richtung eines Verlaufs des Blutgefäßes 1107, d.h. in
Blutflussrichtung, weisenden elektrischen Feldkomponente E erzeugt wird. Gemäß einer Ausführungsform ist der Verlustdetektor 107 ausgebildet, beispielsweise eine skalare oder eine vektorielle Messung oder eine Leistungsmessung durchzuführen. Zur Bestimmung der Verlustgrößen kann eine einfache spektroskopische Messung durchgeführt werden, bei der der Betrag des Messparameters S21 erfasst wird. Die Messung von | S2i I kann beispielsweise mittels der in Fig. 12 dargestellten
Erfassungsvorrichtung durchgeführt werden. Die Erfassungsvorrichtung umfasst einen Sender mit einem Sendesignalgenerator 1201 , welcher ein durchstimmbarer Oszillator sein kann. Ein Ausgang des Sendesignalgenerators 1201 ist mit einer Sendeantenne 1203 verbunden. Die Erfassungsvorrichtung umfasst ferner einen Empfänger mit einer Empfangsantenne 1205, deren Ausgang mit einem Verlustdetektor 1207 verbunden ist. Der Verlustdetektor kann beispielsweise einen Leistungsdetektor umfassen. Wie in Fig. 12 dargestellt sind die
Sendeantenne 1203 und die Empfangsantenne 1205 oberhalb eines Blutgefäßes 1209 angeordnet. Der Sender kann Merkmale des Senders 101 , der Empfänger kann Merkmale des Empfängers 105 und der Verlustdetektor 1207 kann Merkmale des Verlustdetektors 107 entsprechen.
Durch eine weitere Messung eines Betrags des Messparameters von S11 kann jedoch die Genauigkeit bei der Bestimmung der Verlustgrößen, d.h. der Verluste in dem Wellenleiter, noch weiter gesteigert werden. Die Verlustgrößen können beispielsweise auf der Basis der folgenden Formel bestimmt werden:
Pverlust = 1 - | Sn | 2 - | S21 I 2, wobei Pveriust die jeweilige Verlustgröße bezeichnet, und wobei Sn den Eingangsreflexionsfaktor und S21 den Vorwärtstransmissionsfaktor bezeichnen.
Zum Erfassen des Blutbildparameters, beispielsweise einer Konzentration von Blutzucker, können beispielsweise Frequenzverschiebungen von Absorptionslinien einer Wasserlösung mit Zucker untersucht werden.
Fig. 13 zeigt beispielsweise eine Frequenzverschiebung eines Absorptionsmaximums 1401 bei einer ersten Blutzuckerkonzentration im Vergleich zu einer Frequenzverschiebung eines Absorptionsmaximums 1403 bei einer zweiten Blutzuckerkonzentration, welche höher als die erste Blutzuckerkonzentration. Dabei wurde als Verlustgröße beispielhaft eine Transmission um 6 GHz erfasst.
Die Frequenzverschiebung des Absorptionsmaximums kann als ein Maß für einen
Blutbildparameter, beispielsweise für einen Blutzuckerspiegel, aufgefasst werden. Durch eine Beobachtung von Frequenzverschiebungen bei mehreren Absorptionen einer Wasserlösung mit Zucker kann die Messzuverlässigkeit noch weiter erhöht werden.
Fig. 14 zeigt beispielhaft ein breitbandiges Transmissionsverhalten von venösem Blut in einem Handgelenk. Dabei verdeutlichen die Verläufe 1401 und 1403 unterschiedliche Frequenzlagen von Absorptionslinien bei unterschiedlichen Blutzuckerkonzentrationen. Zur Erfassung des Blutbildparameters, wie beispielsweise der Konzentration des Blutzuckers, können
beispielsweise gezielt Frequenzverschiebungen der Absorptionen A, B, C, D, E, F und G erfasst werden. So kann beispielsweise für jede Frequenz eines Absorptionsmaximums und/oder eines Absorptionsminimums eine Verschiebung in Richtung höherer oder niedriger Frequenzen je nach Blutzuckerspiegel beispielsweise in einem Frequenzbereich zwischen 2 GHz und 12 GHz beobachtet werden.
Fig. 15 zeigt beispielhaft Frequenzverschiebungen der in Fig. 14 dargestellten Absorptionen A, B, C, D, E, F und G für ein Blutgefäß mit 6 mm Durchmesser und für ein Blutgefäß mit 3,4 mm Durchmesser. Zu erkennen ist, dass die Absorptionen für eine Zuckerspiegelvariation
Frequenzverschiebungen sowohl in positiver als auch in negativer Richtung aufweisen können. Die Erfassung von mehreren Absorptionen bzw. Absorptionslinien ermöglicht somit eine genauere Erfassung eines Blutbildparameters, beispielsweise des Blutzuckerspiegels. Gemäß einer Ausführungsform kann der Sender 101 der in Fig. 1 gezeigten
Erfassungsvorrichtung 100 ausgebildet sein, in das in Fig. 1 schematisch dargestellte Blutgefäß 103 ein erstes Sendesignal mit einer ersten Frequenz und ein zweites Sendesignal mit einer zweiten Frequenz einzukoppeln. Das erste Sendesignal und das zweite Sendesignal können beispielsweise gemeinsam ein Breitbandsignal ergeben. Der Sender 101 kann weiter dazu ausgebildet sein, das erste Sendesignal und das zweite Sendesignal sequenziell hintereinander in das Blutgefäß 103 einzukoppeln. Der Empfänger 105 kann analog ausgebildet sein, ein erstes Empfangssignal bei der ersten Frequenz und ein zweites Empfangssignal bei der zweiten Frequenz zu empfangen. Der Verlustdetektor kann vorgesehen sein, eine erste
Verlustgröße auf der Basis des ersten Sendesignals und des ersten Empfangssignals sowie eine zweite Verlustgröße auf der Basis des zweiten Sendesignals und des zweiten Empfangssignals zu bestimmen. Der Prozessor kann vorgesehen sein, eine
Relaxationszeitkonstante τ des Blutbildparameters in Abhängigkeit von der Frequenz mit der größeren Verlustgröße zu bestimmen. Bei Verwendung weiterer Sendesignal- und
Empfangssignalpaare wird der Verlustdetektor 107 entsprechend weitere Verlustgrößen ermitteln.
Beispielsweise wird der Prozessor 109 die Relaxationszeitkonstante des Blutbildparameters in Abhängigkeit von der ersten Frequenz bestimmen, wenn die erste Verlustgröße größer als die zweite Verlustgröße ist. Entsprechend wird der Prozessor 109 die Relaxationszeitkonstante (τ) des Blutbildparameters in Abhängigkeit von der zweiten Frequenz bestimmen, wenn die zweite Verlustgröße größer als die erste Verlustgröße ist. Dabei wird die Erkenntnis ausgenutzt, dass ein Blutbildparameter durch eine Erfassung der Relaxationszeitkonstante eines Blutbestandteils ermittelt werden kann. Ist der zu bestimmende Blutbildparameter beispielsweise eine
Konzentration von Blutzucker in Blut, so ist eine Relaxationszeitkonstante einer Zucker enthaltenden Wasserlösung ein Maß für die Konzentration des Blutzuckers, d.h. für den Blutzuckerspiegel.
Ferner kann der Verlustdetektor eingerichtet sein, zur Bestimmung der jeweiligen Verlustgröße die komplexe Dielektrizitätszahl ε" zu ermitteln.
Hierzu zeigt die Fig. 16 ein Diagramm zur Illustrierung der reellen Dielektrizitätszahl ε' und der komplexen Dielektrizitätszahl ε" in Abhängigkeit der Frequenz f.
Dabei illustriert die Fig. 16, dass in dem Frequenzbereich, wo der Realteil ε' von dem höheren Niveau auf das niedrigere Niveau übergeht, die durch die komplexe Dielektrizitätszahl ε" repräsentierten Verluste steigen. Dieser Anstieg der Verluste wird in der Spektroskopie auch als Absorptionslinien bezeichnet. Der Effekt, der hierbei ausgenützt werden kann, ist der, dass sich die Frequenz, bei der die Überhöhung der Verluste - siehe lokales Maximum von ε" - mit der Konzentration des Zuckergehaltes verschiebt.
Beispielsweise der menschliche Körper besteht zu 80% aus Wasser. Wasser besitzt
Absorptionslinien, z.B. bei 19 GHz und 50 GHz. Deren Verstimmung kann bestimmt werden und auf den Zuckergehalt abgebildet werden. Die Verstimmung der Resonanzfrequenz bei ε" ist - wie Fig. 16 illustriert - leichter detektierbar als die Plateauveränderung von ε'. Insbesondere verschieben Variationen in der Ankopplung die Frequenz des Maximums von ε" vorteilhafterweise nicht. Damit ist eine Bestimmung der Zuckerkonzentration aus der
Beobachtung von ε" deutlich weniger fehleranfällig als die Beobachtung von ε' bzw. dessen Niveauänderungen. Weil bei einer Vielzahl von Stoffen solche Kurven wie die der Fig. 16 überlagert sind, ist eine Separation der Stoffe durch eine Beobachtung der imaginären Dielektrizitätszahl ε" einfacher durchführbar, da jedem Stoff ein bestimmtes Absorptionsmaximum zugeordnet werden kann. Bei der reellen Dielektriziätszahl ε' kann jedoch nur die Summe aller reellen Dielektrizitätszahlen ε' aller beteiligten Stoffe beobachtet werden.
Wie oben bereits ausgeführt, ist der Prozessor 109 dazu ausgebildet, die Relaxationskonstante T des Blutbildparameters in Abhängigkeit von der Frequenz mit der größeren oder maximalen Verlustgröße zu bestimmen. Weiter ist der Prozessor 109 dazu ausgebildet, den
Blutbildparameter, wie die Glucosekonzentration im Blut, in Abhängigkeit der bestimmten Relaxationszeitkonstanten zu ermitteln.
Dazu zeigt die Fig. 17 ein Diagramm zur Illustrierung eines Zusammenhangs zwischen der Relaxationszeitkonstanten (τ) und der Glucosekonzentration C/mol L"1 im Blut. Dabei zeigt der mit dem Bezugszeichen 1701 referenzierte Bereich in der Fig. 17 einen kritischen
Blutzuckerbereich.
Ferner ist der Prozessor 109 insbesondere dazu ausgebildet, die Relaxationszeitkonstante (τ) auf der Basis der Formel τ =—— zu berechnen, wobei fA die Frequenz bezeichnet, bei welcher die ermittelte Verlustgröße maximal ist.
Vorteilhafterweise ist dann der Prozessor 109 dazu ausgebildet, die Frequenz zu bestimmen, bei welcher der Imaginärteil der komplexen Dielektrizitätszahl ε" maximal ist, und die
Relaxationszeitkonstante (T) in Abhängigkeit der bestimmten Frequenz zu ermitteln ist. Diese bestimmte Frequenz nutzt der Prozessor 109 dann zur Bestimmung des Blutbildparameters, wie der Glucosekonzentration.
Die Fig. 18 zeigt ein schematisches Blockdiagramm einer Erfassungsvorrichtung 1800. Die Erfassungsvorrichtung 1800 hat ein Armband 1801 , einen an dem Armband 1801 befestigten Sensor-Array 1803, einen Mikroprozessor 1805, einen Mikrowellenschaltkreis 1807 zur Generierung der Sendesignale und eine Kommunikationsvorrichtung 1809.
Der Sensor-Array 1803 hat beispielsweise einen Mikrowellensensor, einen Temperatursensor und einen Feuchtigkeitssensor.
Der Mikroprozessor 1805 ist beispielsweise wie der Prozessor 109 der Fig. 1 ausgebildet.
Die Kommunikationsvorrichtung 1809 ist dazu eingerichtet, eine Kommunikationsverbindung für die Erfassungsvorrichtung 1800 zu einer weiteren Kommunikationsvorrichtung 1811
bereitzustellen. Die Kommunikationsvorrichtung 409 umfasst beispielsweise eine Bluetooth- Schnittstelle. Die weitere Kommunikationsvorrichtung 1811 ist beispielsweise ein
Mobilfunkgerät, ein Smartphone oder eine GPS-basierte Einrichtung.
Die Messungen oder Erfassungen von Blutbildparametern können durch ein Armband mit einer Erfassungsvorrichtung der vorgenannten Erfassungsvorrichtungen reproduzierbar bereitgestellt werden, wenn das Armband mit der Erfassungsvorrichtung mit einem vorbestimmten oder vorgegebenen Anpressdruck während der Messungen auf den Arm gedrückt wird. Zum
Bereitstellen des vorgegebenen Anpressdruckes wird das Armband zusätzlich zu der
Erfassungsvorrichtung mit einer Einsteilvorrichtung ausgestattet. Die Einsteilvorrichtung ist derart ausgebildet, dass sie den vorgegebenen oder vorbestimmten Anpressdruck zumindest während des Erfassens des Blutbildparameters durch die Erfassungsvorrichtung einstellen kann.
Das Armband mit der Erfassungsvorrichtung und der Einsteilvorrichtung ist dazu eingerichtet, am Arm des Patienten, insbesondere im Bereich seines Handgelenkes, angelegt zu werden.
Dieser Ort des Handgelenkes bedingt insbesondere keine Beeinträchtigung der
Bewegungsfreiheit des Patienten. Des Weiteren ist dieser Ort bei den Patienten bereits für herkömmliche Blutdruckmessgeräte etabliert. Ein weiterer Vorteil des Anlegens des Armbandes an das Handgelenk liegt darin, dass an dieser Stelle üblicherweise der Puls ertastet wird, die Haut dünn ist und somit Fehlerquellen reduziert werden können. Ferner werden durch das Anpressen des Armbandes während des Erfassens des Blutbildparameters Luftspalte vermieden, welche eine mikrowellentechnische Anpassung durch die Erfassungsvorrichtung verändern könnten. Durch das Anpressen des Armbandes mit dem vorgegebenen
Anpressdruck kann sich das Armband an die Anatomie des jeweiligen Patienten anpassen.
Durch die Verwendung des Armbandes mit der Erfassungsvorrichtung und der
Einsteilvorrichtung kann der Blutbildparameter kontinuierlich überwacht werden. Ein Beispiel für einen solchen Blutbildparameter ist - wie oben ausgeführt - die Blutzuckerkonzentration. Durch die Möglichkeit der kontinuierlichen Überwachung der Blutzuckerkonzentration wird eine Bestimmung der Verzögerungszeit zwischen der Nahrungsaufnahme und dem
Blutzuckeranstieg ermöglicht. Weiter kann auf Variationen im Tagesablauf des Patienten sehr schnell reagiert werden. Insbesondere kann bei einer Überzuckerung oder einer
Unterzuckerung zeitnah ein Alarm ausgelöst werden.
Gemäß einem weiteren Aspekt wird ein Armband vorgeschlagen, welches eine
Erfassungsvorrichtung zum Erfassen eines Blutbildparameters von Blut in einem Blutgefäß des Armes und eine Einsteilvorrichtung zum Einstellen eines vorgegebenen Anpressdruckes des Armbandes auf den Arm aufweist. Die Erfassungsvorrichtung kann die Merkmale der vorgenannten Erfassungsvorrichtungen aufweisen.
Gemäß einer Ausführungsform wird die Messung breitbandig statt schmalbandig durchgeführt. Die Sendesignale können beispielsweise mittels eines Frequenz-Sweeps oder als Teilsignal eines breitbandigen Sendesignals in das Blutgefäß eingekoppelt werden. Durch die bevorzugt vektorielle Erfassung der S-Parameter kann nun die komplexe Dielektrizitätszahl und nicht nur deren Realteil ausgewertet werden. Durch Beobachtung von Frequenzverschiebungen von mehreren Absorptionslinien kann die Bestimmung des Blutbildparameters genauer durchgeführt werden. Bevorzugt wird dieser mittels einer Zweitormessung und nicht mittels einer
Eintormessung durchgeführt.
Die Fig. 19 zeigt ein Blockdiagramm eines Ausführungsbeispiels eines Armbandes 1900 mit einer Erfassungsvorrichtung 1901 und einer Einsteilvorrichtung 1903. Die
Erfassungsvorrichtung 1901 ist zum Erfassen eines Blutbildparameters von Blut in einem Blutgefäß des Armes eingerichtet. Ein Beispiel für den zu erfassenden Blutbildparameter ist die Glukosekonzentration in dem Blut.
Die Einsteilvorrichtung 1903 ist zum Einstellen eines vorgebbaren Anpressdruckes des
Armbandes 1900 auf den Arm eingerichtet. Durch Einstellen des vorgegebenen Anpressdruckes des Armbandes 1900 kann die Einsteilvorrichtung 1903 reproduzierbare
Erfassungen des Blutbildparameters durch die Erfassungsvorrichtung 1901 sicherstellen. Dazu ist die Einsteilvorrichtung 1903 insbesondere dazu eingerichtet, den Anpressdruck des
Armbandes 1900 während des Erfassens des Blutbildparameters durch die
Erfassungsvorrichtung 1901 auf den vorgebbaren Anpressdruck einzustellen.
Das Armband 1900 ist insbesondere als ein aufblasbares Armband 1900 ausgebildet. Dabei hat die Einsteilvorrichtung 1903 insbesondere eine Luftpumpe, welche dazu ausgebildet ist, das Armband 1900 zum Einstellen des vorgegebenen Anpressdruckes aufzublasen. Im Detail umfasst die Erfassungsvorrichtung 1901 insbesondere Elektroden, welche zur Einkopplung zumindest eines Hochfrequenzsignals in das Blutgefäß eingerichtet sind. Das Hochfrequenzsignal ist dazu ausgebildet, einen Parameter zur Erfassung des
Blutbildparameters zu liefern. Ein Beispiel für einen solchen Parameter bildet die
Relaxationszeitkonstante τ des Blutbildparameters. Dabei ist die Einsteilvorrichtung 1903 insbesondere dazu ausgebildet, den Anpressdruck der Elektroden auf den Arm auf den vorgegebenen Anpressdruck einzustellen.
Des Weiteren kann die Einsteilvorrichtung 1903 derart ausgebildet werden, dass sie die
Anpresskräfte des Armbandes 1900 während des Erfassens des Blutbildparameters durch die Erfassungsvorrichtung 1901 gleichmäßig auf den Arm verteilt. Ferner ist die Einsteilvorrichtung 1903 vorzugsweise derart ausgebildet, dass sie ein gleichmäßiges Anliegen des Armbandes 1900 während des Erfassens des Blutbildparameters durch die Erfassungsvorrichtung 1901 sicherstellt. Die Fig. 20 zeigt ein Blockschaltbild eines Ausschnittes eines Ausführungsbeispiels eines Armbandes 2000. Das Armband 2000 hat eine Erfassungsvorrichtung 2001 und eine
Einsteilvorrichtung 2003. Die Erfassungsvorrichtung 2001 und die Einsteilvorrichtung 2003 sind zumindest wie die Erfassungsvorrichtung 1901 und die Einsteilvorrichtung 1903 der Fig. 19 ausgebildet. Des Weiteren hat die Einsteilvorrichtung 2003 der Fig. 20 eine Sensoreinrichtung 2005 und eine Steuereinrichtung 2007. Die Sensoreinrichtung 2005 ist dazu eingerichtet, einen aktuellen Anpressdruck des Armbandes 2000 auf den Arm zu messen. In Abhängigkeit des gemessenen aktuellen Anpressdruckes stellt die Steuereinrichtung 2007 den vorgegebenen Anpressdruck auf den Arm ein. Die Fig. 21 zeigt ein Blockschaltbild eines Ausschnittes eines weiteren Ausführungsbeispiels eines Armbandes 2100. Das Armband 2100 hat eine Erfassungsvorrichtung 2101 und eine Einsteilvorrichtung 2103. Die Einsteilvorrichtung 2103 hat eine Sensoreinrichtung 2105, eine Steuereinrichtung 2107 und eine Luftpumpe 21 11. Die Sensoreinrichtung 2105 misst einen aktuellen Anpressdruck des Armbandes 2100 auf den Arm. Die Steuereinrichtung 2107 stellt ein Steuersignal in Abhängigkeit des gemessenen aktuellen Anpressdruckes bereit. Mittels des bereitgestellten Steuersignals wird die Luftpumpe 211 1 zum Aufblasen des Armbandes 2100 gesteuert.
In Fig. 22 ist ein schematisches Blockdiagramm einer Anordnung 2200 der Elektroden, d.h. Antennen 2203, 2205 der Erfassungsvorrichtung zum Erfassen eines Blutbildparameters von Blut in einem Blutgefäß des Armes dargestellt
Ohne Einschränkung der Allgemeinheit zeigt die Anordnung 2200 nur zwei Elektroden 2203 und 2205. Die Anordnung 2200 ist insbesondere Teil der Erfassungsvorrichtung und beispielsweise als eine Platte mit beispielhaften Abmessungen von 5cm auf 2cm ausgestaltet. Die Elektroden 2203, 2205 haben beispielsweise eine Grundfläche von 5mm auf 5mm. Der Abstand der Elektroden 2203, 2205 beträgt beispielsweise 1 bis 2cm. Damit wird zum einen eine genügend starke Transmission erzielt und zum anderen wird eine genügend große Eindringtiefe in den Körper sichergestellt.

Claims

PATENTANSPRÜCHE
1. Erfassungsvorrichtung zum Erfassen eines Blutbildparameters von Blut in einem
Blutgefäß, mit: einem Sender (101) mit einer Anzahl von Sendeantennen (203) zum Aussenden von zumindest einem Sendesignal; einem Empfänger (105) mit einer Anzahl von Empfangsantennen (207) zum Empfangen von zumindest einem Empfangssignal; einem Prozessor (109), welcher ausgebildet ist, eine erste Erfassungskonfiguration umfassend eine Sendeantenne der Anzahl der Sendeantennen (203) und eine Empfangsantenne der Anzahl der Empfangsantennen (207) auszuwählen, und eine zweite Erfassungskonfiguration umfassend eine Sendeantenne der Anzahl der Sendeantennen (203) und eine
Empfangsantenne (207) der Anzahl von Empfangsantennen auszuwählen; einem Verlustdetektor (107), welcher ausgebildet ist, bei Auswahl der ersten Erfassungskonfiguration zum Aussenden eines Sendesignals eine erste Verlustgröße auf der Basis des Sendesignals und eines Empfangssignals zu erfassen, und bei Auswahl der zweiten Erfassungskonfiguration zum Aussenden eines Sendesignals eine zweite Verlustgröße auf der Basis des Sendesignals und eines Empfangssignals zu erfassen zu erfassen; wobei der Prozessor ausgebildet ist, die Erfassungskonfiguration mit der geringeren Verlustgröße zum Erfassen des Blutbildparameters auszuwählen.
2. Erfassungsvorrichtung nach Anspruch 1 , wobei, der Sender (101) bei Auswahl der ersten Erfassungskonfiguration ausgebildet ist, das
Sendesignal mittels der Sendeantenne der ersten Erfassungskonfiguration auszusenden, und wobei der Empfänger (105) bei Auswahl der ersten Erfassungskonfiguration ausgebildet ist, das Empfangssignal mittels der Empfangsantenne der ersten Erfassungskonfiguration zu empfangen, wobei der Sender (101) bei Auswahl der zweiten Erfassungskonfiguration ausgebildet ist, das
Sendesignal mittels der Sendeantenne der zweiten Erfassungskonfiguration auszusenden, und wobei der Empfänger (105) bei Auswahl der zweiten Erfassungskonfiguration ausgebildet ist, das Empfangssignal mittels der Empfangsantenne der ersten Erfassungskonfiguration zu empfangen, und wobei der Verlustdetektor (107) ausgebildet ist, die erste Verlustgröße auf der Basis des Sendesignals und des Empfangssignals der ersten Erfassungskonfiguration zu erfassen, und die zweite Verlustgröße auf der Basis des Sendesignals und des Empfangssignals der zweiten
Erfassungskonfiguration zu erfassen.
3. Erfassungsvorrichtung nach einem der vorstehenden Ansprüche, wobei der Prozessor (109) ausgebildet ist, die erste Verlustgröße mit der zweiten Verlustgröße zu vergleichen, um die geringere Verlustgröße der beiden Verlustgrößen zu bestimmen.
4. Erfassungsvorrichtung nach einem der vorstehenden Ansprüche, die ferner eine Schaltmatrix (211) , insbesondere eine durch den Prozessor (109) steuerbare Schaltmatrix (21 1), umfasst, welche ausgebildet ist, jeweils einen Ausgang einer Empfangsantenne der Anzahl der Empfangsantennen mit dem Verlustdetektor (107) zu verbinden.
5. Erfassungsvorrichtung nach einem der vorstehenden Ansprüche, wobei der Sender (101) einen Sendesignalgenerator (202) umfasst, und wobei ein Ausgang des
Sendesignalgenerators (202) mittels einer Schaltmatrix (209), insbesondere mittels einer durch den Prozessor (109) steuerbaren Schaltmatrix (209), mit jeweils einer Sendeantenne der Anzahl der Sendeantennen verbindbar ist.
6. Erfassungsvorrichtung nach einem der vorstehenden Ansprüche, wobei der Sender (101) ausgebildet ist, bei der Verwendung der ersten Erfassungskonfiguration und bei der
Verwendung der zweiten Erfassungskonfiguration Sendesignale gleicher Frequenz,
insbesondere einer Frequenz in einem Frequenzbereich zwischen 1 GHz und 15 GHz, oder gleicher Mode, insbesondere transversal-elektrischer Mode oder transversal-magnetischer Mode, auszusenden.
7. Erfassungsvorrichtung nach einem der vorstehenden Ansprüche, wobei der Sender (101) zumindest zwei Sendeantennen (203) oder wobei der Empfänger zumindest zwei Empfangsantennen (207), insbesondere Dipolantennen oder Rahmenantennen oder Patch- Antennen, umfasst.
8. Erfassungsvorrichtung nach einem der vorstehenden Ansprüche, wobei der
Verlustdetektor (107) ein Netzwerkanalysator, insbesondere ein vektorieller oder ein skalarer Netzwerkanalysator, oder ein Leistungsdetektor ist.
9. Erfassungsvorrichtung nach einem der vorstehenden Ansprüche, wobei zum Erfassen des Blutbildparameters der Sender (101) ausgebildet ist, unter Verwendung der Sendeantenne der ausgewählten Erfassungskonfiguration ein erstes Sendesignal mit einer ersten Frequenz und ein zweites Sendesignal mit einer zweiten Frequenz in das Blutgefäß einzukoppeln; der Empfänger (105) ausgebildet ist, unter Verwendung der Empfangsantenne der
ausgewählten Erfassungskonfiguration ein erstes Empfangssignal bei der ersten Frequenz und ein zweites Empfangssignal bei der zweiten Frequenz zu empfangen; der Verlustdetektor (107) ausgebildet ist, eine erste Verlustgröße auf der Basis des ersten Sendesignals und des ersten Empfangssignals bei der ersten Frequenz zu bestimmen, und eine zweite Verlustgröße auf der Basis des zweiten Sendesignals und des zweiten
Empfangssignals bei der zweiten Frequenz zu bestimmen; und der Prozessor (109) ausgebildet ist, eine erste Frequenzverschiebung der ersten Verlustgröße relativ zu einer ersten Referenzverlustgröße zu bestimmen, eine zweite Frequenzverschiebung der zweiten Verlustgröße relativ zu einer zweiten Referenzverlustgröße zu ermitteln, und den Blutbildparameter auf der Basis der ersten Frequenzverschiebung und der zweiten
Frequenzverschiebung zu ermitteln.
10. Erfassungsvorrichtung nach einem der vorstehenden Ansprüche, wobei zum Erfassen des Blutbildparameters der Sender (101) ausgebildet ist, unter Verwendung der Sendeantenne der ausgewählten Erfassungskonfiguration ein erstes Sendesignal mit einer ersten Frequenz und eines zweites Sendesignal mit einer zweiten Frequenz in das Blutgefäß einzukoppeln; der Empfänger (105) ausgebildet ist, unter Verwendung der Empfangsantenne der
ausgewählten Erfassungskonfiguration ein erstes Empfangssignal bei der ersten Frequenz und ein zweites Empfangssignal bei der zweiten Frequenz zu empfangen; und wobei der Prozessor (109) ausgebildet ist, eine erste Verlustgröße auf der Basis des ersten
Sendesignals und des ersten Empfangssignals zu ermitteln, eine zweite Verlustgröße auf der Basis des zweiten Sendesignals und des zweiten Empfangssignals zu ermitteln, eine
Relaxationszeitkonstante eines Blutbestandteils in Abhängigkeit von der Frequenz mit der größeren Verlustgröße zu bestimmen, und den Blutbildparameter auf der Basis eines vorbekannten Zusammenhanges zwischen der Relaxationszeitkonstanten und dem
Blutbildparameter zu ermitteln.
1 1. Erfassungsvorrichtung nach einem der vorstehenden Ansprüche, wobei der
Verlustdetektor (107) ausgebildet ist, zur Bestimmung der ersten Verlustgröße und der zweiten Verlustgröße eine Zweitormessung durchzuführen, insbesondere mittels der Zweitormessung jeweils einen Vorwärtstransmissionsfaktor S2i zu bestimmen.
12. Erfassungsvorrichtung nach einem der vorstehenden Ansprüche, wobei der
Verlustdetektor (107) ausgebildet ist, die erste Verlustgröße und die zweiten Verlustgröße jeweils auf der Basis der folgenden Formel zu bestimmen: Pverlust = 1 - | Sn | 2 - | S21 I 2, wobei Pveriust die jeweilige Verlustgröße bezeichnet, und wobei Sn den Eingangsreflexionsfaktor und S21 den Vorwärtstransmissionsfaktor bezeichnen.
13. Erfassungsvorrichtung nach einem der vorstehenden Ansprüche, wobei der Sender (101) ausgebildet ist, das Sendesignal als eine Mode oder einen Wellentyp, insbesondere als eine transversal-elektrische (TE) Welle oder eine transversal-magnetische (TM) Welle oder eine transversal-elektromagnetische (TEM) Welle oder eine HE-Welle einzukoppeln, insbesondere tangential oder transversal bezüglich eines Verlaufes des Blutgefäßes oder bezüglich einer Blutflussrichtung einzukoppeln.
14. Erfassungsvorrichtung nach einem der vorstehenden Ansprüche, wobei der
Blutbildparameter eine Konzentration eines Blutbestandteils, insbesondere Zuckers wie
Glucose, oder Sauerstoffs, ist.
15. Verfahren zum Erfassen eines Blutbildparameters von Blut in einem Blutgefäß unter Verwendung eines Senders mit einer Anzahl von Sendeantennen zum Aussenden von zumindest einem Sendesignal und eines Empfängers mit einer Anzahl von Empfangsantennen zum Empfangen von zumindest einem Empfangssignal, mit:
Auswählen einer ersten Erfassungskonfiguration umfassend eine Sendeantenne der Anzahl der Sendeantennen und eine Empfangsantenne der Anzahl von Empfangsantennen auszuwählen; bei Auswahl der ersten Erfassungskonfiguration zum Aussenden eines Sendesignals, Erfassen einer ersten Verlustgröße auf der Basis des Sendesignals und eines Empfangssignals,
Auswählen einer zweiten Erfassungskonfiguration umfassend eine Sendeantenne der Anzahl der Sendeantennen und eine Empfangsantenne der Anzahl von Empfangsantennen; bei Auswahl der zweiten Erfassungskonfiguration zum Aussenden eines Sendesignals, Erfassen einer zweite Verlustgröße auf der Basis des Sendesignals und eines
Empfangssignals; und Auswählen die Erfassungskonfiguration mit der geringeren Verlustgröße zum Erfassen des Blutbildparameters.
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